DE69131556T2

DE69131556T2 - Zusammensetzung zum verbinden und abdichten von geweben und verfahren zu ihrer verwendung

Info

Publication number: DE69131556T2
Application number: DE69131556T
Authority: DE
Inventors: Lawrence Samuel Bass; Alexander Mellon Eaton; Steven Kenneth Nat. Cancer Institute Libutti
Original assignee: Columbia University in the City of New York
Current assignee: Columbia University in the City of New York
Priority date: 1990-07-27
Filing date: 1991-07-23
Publication date: 2000-07-20
Anticipated expiration: 2011-07-24
Also published as: CA2087957C; ES2137930T3; WO1992002238A1; DE69131556D1; EP0542880A1; US5292362A; JPH06507376A; EP0542880B1; AU8497991A; EP0542880A4; CA2087957A1; ATE183656T1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Zusammensetzung, die angepaßt ist, um getrennte Gewebe zu verbinden oder um Gewebe oder Prothesenmaterialien zu überziehen, wodurch die Festigkeit verstärkt und die Wasserdichtigkeit erhöht wird, vorzugsweise unter Anwendung von Energie, und insbesondere eine Zusammensetzung, die durch einen Laser aktiviert wird, wodurch eine/ein starke/r, biologisch kompatible/r Bindung oder Überzug erzeugt wird.
In allen Fachgebieten der Chirurgie müssen beschädigte Gewebe und Gefäße wiederhergestellt werden. Die Beschädigung kann die Folge einer direkten Verletzung des Körpers sein, oder sie kann durch einen operativen Eingriff entstanden sein, bei dem eine Trennung von normalerweise zusammenhängendem Gewebe erfolgt, z. B. bei Venen- oder Arterien-Anastomosen. Unabhängig von der Ursache ist eine saubere Wiederherstellung des Gewebes oder des Blutgefäßes ein entscheidender Schritt zum positiven Ausgang der Operation.
Bisher wurden getrennte Geweben prinzipiell mittels Zusammennähen oder Heften verbunden, hierbei kommt es vor allem auf die geschickten Hände des Operateurs an. Dieses Verfahren erfordert nicht nur ein besonderes Geschick, vielmehr handelt es sich auch um einen langwierigen und umständlichen Prozess, insbesondere wenn eine ausgedehnte Wiederherstellung durchgeführt werden muß.
Das Zusammennähen hat noch weitere Nachteile, die den operativen Eingriff zusätzlich erschweren. Erstens entstehen an den Enden der verbundenen Gewebe häufig undichte Stellen, die möglicherweise ein erneutes Zusammennähen erforderlich machen. Außerdem bedeutet das Zusammennähen selbst eine Verletzung des Gewebes, die möglicherweise dazu führt, daß eine zusätzliche Schädigung entsteht und die Heilung verzögert wird. Ferner kann es in der Umgebung der Wundnähte zu Entzündungen kommen, die möglicherweise zur Folge haben, daß die Wiederherstellung oder Anastomose mißlingt.
Deshalb gab es Bestrebungen, die beim Zusammennähen auftretenden Schwierigkeiten zu umgehen, indem nahtlose Wiederherstellungstechniken entwickelt wurden, bei denen chirurgische Klebstoffe oder Kleber verwendet werden, die an den Gewebeoberflächen haften und eine Bindung zwischen ihnen herstellen.
Der gebräuchlichste Gewebekleber ist Fibrinklebstoff oder -kleber, der typischerweise ein Konzentrat von Fibrinogen und Thrombin enthält, wie in den US- Patenten Nr. 4 362 567, 4 414 976 und 4 909 251 sowie im Kanadischen Patent Nr. 1 168 982 beschrieben. Die Klebstoffe müssen unmittelbar vor der Verwendung gemischt werden, dann reagieren sie entsprechend den letzten Schritten der Gerinnungskaskade, wobei sich ein Fibringerinnsel bildet. Das Gerinnsel bewirkt eine Hämostase, d. h. eine Beendigung der Blutung. Aufgrund seiner physikalischen Eigenschaften weist ein Blutgerinnsel nur eine geringe Zugfestigkeit auf. Der Fibrinkleber wurde wegen seiner hämostatischen Eigenschaften, seiner Biokompatibilität sowie der mäßigen Verstärkung der Festigkeit und allgemeiner gesagt der Wasserdichtigkeit einer Reparaturstelle bei den verschiedensten Operationsverfahren verwendet. (Vgl. z. B. Dennis F. Thompson et al., "Fibrin Glue: A Review of its Preparation, Efficacy und Adverse Effects as a Topical Hemostat", Drug Intell. Clin. Pharm. 22 (1988), 946-952; und Richard L. Burleson et al., "Fibirin Adherence to Biological Tissues", J. Surg. Res. 25 (1978), 523-539.)
Jedoch hat der Fibrinkleber deutliche Nachteile, die seine kommerzielle Nutzung in den Vereinigten Staaten verhindert haben. Erstens müssen die Bestandteile bei der Herstellung von kommerziellen Mengen eines Fibrinklebers aus vereinigtem ("gepooltem") menschlichem Blut gewonnen werden. Aus diesem Grund besteht die Gefahr, daß es zu einer Infektion mit verschiedenen Erregern, wie Hepatitis B, HIV und anderen, kommt. Insbesondere in den Vereinigten Staaten wurde der Infektionsgefahr bei der Herstellung von kommerziellen Mengen eines Fibrinklebers mehr Bedeutung beigemessen als seinen Vorteilen. Deshalb wurde die Herstellung von Fibrinkleber auf Mengen beschränkt, die aus dem Eigenblut eines Patienten erhalten werden können, wodurch das Infektionsrisiko reduziert wird. (Vgl. z. B. Karl H. Siedentop et al., "Autologous Fibrin Tissue Adhesiveu, Laryngoscope 95 (September 1985), 1074-1076; Gidon F. Gestring et al., "Autologous Fibrinogen for Tissue-Adhesion, Hemostasis and Embolization", Vasc. Surg. 17 (1983), 294-304; und D. Jackson Coleman et al., uA Biological Tissue Adhesive for Vitreoretinal Surgery", Retina 8 Nr. 4 (1988), 250-256.) Diese autologen Verfahren haben zur Folge, daß die Verwendung eines Fibrinklebers kosten- und zeitaufwendig ist und dieser Kleber deshalb nur einen begrenzten Wert besitzt.
Zweitens haben Fibrinkleberpräparate den Nachteil, daß sie eine geringe Zugfestigkeit aufweisen. Drittens ist beim Fibrinkleber ein zeitaufwendiges Mischen mehrerer Reagenzien unmittelbar vor der Anwendung erforderlich. Schließlich polymerisiert der Kleber, sobald die Reagenzien gemischt sind, und wenn er wieder entfernt werden muß, wird das Gewebe zerstört, auf das er aufgetragen wurde.
Um das Infektionsrisiko durch die aus gepooltem Blut erhaltenen Kleber zu reduzieren, wurden nicht-biologische Materialien als chirurgische Kleber getestet. Hierfür wurde Isobutyl-2-cyanoacrylat auf getrennte Gewebe aufgetragen und bildete kurz nach dem Kontakt mit dem Gewebe eine feste wasserdichte Abdichtung; Khalid J. Awan et al., "Use of Isobutyl-2-cyanoacrylate Tissue Adhesive in the Repair of Conjunctional Fistula in Filtering Procedures for Gaucoma", Annals of Ophth., (August 1974), 851-853. Jedoch kamen solche Kleber in die Kritik, da sie zu Gewebereizungen führen und schwierig aufzutragen sind; Andrew Henrick et al., "Organic Tissue Glue in the Closure of Cataract Incisions", J. Cataract Refract. Surg. 13 (Sept. 1987), 551-553.
Somit konnten die chirurgischen Kleber bei den Mitteln für die Wiederherstellung von Geweben und Gefäßen bisher das Nahtmaterial nicht vom ersten Platz verdrängen.
Eine andere Vorgehensweise zur nahtfreien Wiederherstellung von Gewebe ist das Gewebeschweißen. Beim Gewebeschweißen werden die Gewebe unter Einsatz einer Energiequelle, z. B. eines Laserstrahls, miteinander verbunden. Mehrere Typen von Lasern haben sich beim Gewebeschweißen als nützlich erwiesen, einschließlich Nd : YAG-, CO&sub2;-, THC : YAG- und Argon-Laser; Julian E. Bailes et al., "Review of Tissue Welding Applications in Neurosurgery", Microsurgery 8 (1987), 242-244; Rodney A. White et al., "Mechanism of Tissue Fusion in Argon Laser- Welded Vein-Artery Anastomoses", Laser in Surgery and Medicine 8 (1988), 83-89; Lawrence S. Bass et al., "Suturefess Microvascular Anastomoses using the THC : YAG Laser: A Preliminary Report", Microsurgery 10 (1989), 189-193; Masame Suzuki et al., US-Patent Nr. 4 625 724; Jude S. Sauer, US-Patent Nr. 4 633 870; Douglas Dew, US-Patente Nr. 4 672 969 und 4 854 320, die jeweils hier durch Bezugnahme eingeschlossen sind.
Das Gewebeschweißen wurde mit den verschiedensten Geweben durchgeführt. Z. B. wurde ein CO&sub2;-Laser zur Wiederherstellung von Nervengewebe eingesetzt, wie in Julian E. Bailes et al., Microsurgery, beschrieben wird. Durch Gewebeschweißen wurde erfolgreich intestinales Gewebe wiederhergestellt; Semion Rochkind et al., "Low-Energy CO&sub2; Laser Intestinal Anastomosis: An Experimental Study", Lasers in Surgery and Medicine 8 (1988), 579-583.
Wenn man Laser zum direkten Verschweißen von Geweben einsetzt, benötigt man etwa 3 weniger Zeit im Vergleich zu herkömmlichen Techniken zur Wiederherstellung von beschädigten Geweben oder Blutgefäßen. Jedoch hat die histo logische Analyse von Verschweißungsstellen, die durch direkte Laseranwendung erzeugt wurden, gezeigt, daß hier eine transmurale thermische Verletzung vorlag, die sich noch zu dem Trauma der Verletzung oder der Operation addierte. Bei einer Gefäßanastomose kann dies zur Komplikation einer Aneurysmabildung an der Schweißstelle führen, wodurch der Heilungsprozess möglicherweise beeinträchtigt wird und es in einigen Fällen zu inneren Blutungen und den damit zusammenhängenden Komplikationen kommen kann. Außerdem wurde festgestellt, daß die durch direkten Laserkontakt hergestellten Schweißstellen nur eine geringe Festigkeit aufweisen. Die Schweißstellen neigen zum Lecken, in einigen Fällen können sie sogar aufbrechen.
Um die Probleme einer direkten Gewebeverschweißung zu umgehen, wurde versucht organische Mittel einzusetzen, welche die Festigkeit der Schweißstelle verbessern und das durch den direkten Kontakt mit der Laserenergie im Gewebe erzeugte Trauma zumindest minimieren. Typischerweise absorbieren diese Mittel, die als Laserklebstoffe und -kleber bekannt sind, die Laserenergie und bilden eine Schweißstelle, welche die getrennten Gewebe miteinander verbindet. In einigen Fällen absorbiert der Laserklebstoff die Laserenergie selektiv, wodurch das Risiko einer transmuralen thermischen Verletzung gemindert wird. Z. B. wurde in der Laser-Wiederherstellungschirurgie Blut als ein solches Schweißmittel eingesetzt, wobei die Festigkeit der Bindung und die Heilung der Arterien durch eine frühe Fibrin- Vernetzung verbessert werden. Su Wan et al., "Effect of Blood Bonding on Bursting Strength of Laser-Assisted Microvascular Anastomoses", Microsurgery 9 (1988), 10-13. Albumin aus Eiweiß wurde auch als Laserklebstoff eingesetzt. Dix P. Poppas et al., "Laser Welding in Urethral Surgery: Improved Results with a Protein Solder", J. Urology 139 (Feb. 1988), 415-417; und George S. Ganesan et al., "Urethral Reconstruction Using the Carbon Dioxide Laser: An Experimental Evaluation", J. Urology 142 (Okt. 1989), 1139-1141.
Trotz dieser Untersuchungen sind die Laserkleber immer noch mit Nachteilen behaftet, die ihre allgemeine Anwendung problematisch machen. Insbesondere bereitet es Schwierigkeiten, die Laserkleber auf die getrennten Gewebe aufzutragen. Sie liegen entweder in Form eines halbfesten Präparats (z. B. Fibrinogen) oder in Form einer Flüssigkeit vor (z. B. Albumin oder Blut). Wenn das Produkt als ein halbfestes Präparat vorliegt, muß es in Streifen geschnitten und auf die Schweißstelle gelegt werden. Recht häufig kann es vorkommen, daß der Feststoff-Streifen während der Anwendung verrutscht, so daß er zeitaufwendig wieder in die richtige Lage gebracht werden muß. Außerdem kann es zu einer Schrumpfung des Streifens kommen, wenn er dem Laserstrahl ausgesetzt wird, so daß lediglich ein Teil des Gewebes verschweißt wird. Der nicht-verschweißte Teil kann so groß sein, daß Blut durchtreten kann. Hier müssen dann weitere Streifen des Schweißmaterials verwendet werden, und der Vorgang muß in zeitaufwendigen Arbeitsschritten wiederholt werden.
Flüssige Laserkleber haben den Nachteil, daß sie von der Schweißstelle weglaufen können und deshalb möglicherweise wiederholte Anwendungen erforderlich machen. Außerdem erzeugen herkömmliche Laserkleber, die aus Proteinmaterial, wie Fibrinogen, bestehen, häufig steife Schweißstellen, wodurch die Elastizität der verschweißten Gewebe, insbesondere von verschweißten Blutgefäßen, herabgesetzt wird. Wenn das Gefäß dann normalen Druckschwankungen ausgesetzt wird, die während des Herzzyklus auftreten, z. B. wenn man die Gefäßklemme entfernt, oder wenn der Patient eine plötzliche Bewegung macht, kann die Schweißstelle aufreißen, wodurch eine innere Blutung und damit zusammenhängende Komplikationen ausgelöst werden.
Deshalb ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung die Bereitstellung einer Zusammensetzung, die eine starke, flexible, biologisch kompatible Bindung zwischen getrennten Geweben bilden kann, vorzugsweise unter Anwendung von Energie, z. B. eines Laserstrahls.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer Zusammensetzung, die eine wasserdichte, elastische Abdichtung von Geweben oder Prothesenmaterialien erzeugen kann.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines Laserklebers, dessen Viskosität gemäß der gewünschten Anwendung modifiziert werden kann, so daß das Aufbringen der Zusammensetzung auf die Stelle des Gewebes erleichtert wird.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahren zum Verbinden von getrennten Geweben oder zum Überziehen von Geweben, so daß eine wasserdichte Abdichtung erhalten wird, wobei eine Zusammensetzung verwendet wird, die einfach zu handhaben ist, insbesondere während operativer Eingriffe.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung von Verfahren zur Formulierung der Kleberzusammensetzung, zu deren Verpackung und zu deren Lagerung.
Die vorliegende Erfindung betrifft eine homogene Zusammensetzung zum Verbinden von getrennten Geweben oder zum Überziehen von Geweben oder Prothesenmaterialien, umfassend:
(a) mindestens einen ersten, aus natürlich vorkommenden Peptiden, synthetischen Peptiden, ihren Salzen und Gemischen davon ausgewählten Bestand teil in einer Menge von 4,2 bis 70 Gewichtsprozent, jedoch von mehr als 5 Gewichtsprozent, wenn das Peptid Kollagen ist; und
(b) mindestens einen zweiten Bestandteil, der sich vom ersten unterscheidet, wobei der zweite Bestandteil ausgewählt ist aus natürlich vorkommenden oder synthetischen Proteoglykanen in einer Menge von etwa 0,1 bis 20 Gewichtsprozent, Sacchariden in einer Menge von 0,1 bis 70 Gewichtsprozent, Polyalkoholen in einer Menge von etwa 0,1 bis 90 Gewichtsprozent, Proteingelen in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent, Gelatinen in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent, ihren Salzen und Gemischen davon, wobei der zweite Bestandteil angepaßt ist, den ersten Bestandteil bei der Bildung einer/eines homogenen Matrix, Sols oder Gels mit dem ersten Bestandteil zu unterstützen, mit der Maßgabe, daß Eiweiß ausgeschlossen ist.
Die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung ist zum Verbinden von getrennten Geweben und/oder von Prothesenmaterialien oder zum Überziehen von Geweben oder Prothesenmaterialien geeignet, wobei eine ausreichende Elastizität erhalten bleibt, so daß die normale Funktion des Gewebes oder der Prothese erreicht werden kann. Das Verbinden oder Überziehen der getrennten Gewebe und/oder der Prothesenmaterialien kann durch die Anwendung von Energie und/oder Photonen, z. B. in Form eines Laserstrahls, verstärkt werden. Die Zusammensetzung kann auch zum Überziehen von Prothesenmaterialien eingesetzt werden, um eine wasserdichte oder widerstandsfähige Abdichtung zu bilden.
Die Viskosität der Zusammensetzung kann so verändert werden, daß das Auftragen, das Positionieren und die Stabilität während der Verschweißung und die endgültige Elastizität und Festigkeit für die gewählte Anwendung geeignet sind. Solche Eigenschaften ermöglichen eine schnellere und wirksamere operative Wiederherstellung von beschädigten oder geschwächten Geweben, als das mit den Nahtverfahren oder mit den bekannten nahtfreien Verfahren möglich wäre.
Die Zusammensetzung, vorzugsweise in Form einer Lösung und am stärksten bevorzugt in Form einer wäßrigen Lösung, umfaßt den ersten Bestandteil, der die Zugfestigkeit bereitstellt, die erforderlich ist, um das verschweißte Gewebe zusammen zu halten, wobei er das getrennte Gewebe verbindet oder wobei er eine wasserdichte, elastische Abdichtung auf einem Gewebe oder der Oberfläche einer Prothese oder eines Implantats bereitstellt. Der zweite Bestandteil, der einen Teil der Zusammensetzung darstellt, ist angepaßt, den ersten Bestandteil bei der Erzeugung einer verbesserten Wechselbeziehung zwischen den Molekülen des ersten Bestandteils zu unterstützen. Indem die Bestandteile auf diese Weise kombiniert werden, wird die Bindungsfestigkeit erhöht, so daß diese Zusammensetzung eine signifikante Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik darstellt. Der zweite Bestandteil kann auch zur ausreichenden Elastizität beitragen, so daß sich die Schweißstelle in Einklang mit dem Gewebe oder Gefäß während der normalen Körperfunktionen bewegen kann.
Der zweite Bestandteil kann auch als Viskositätsmodifikator gemäß der gewünschten Verwendung der Zusammensetzung dienen, indem die Viskosität erhöht oder vermindert wird. Gegebenenfalls können/kann ein Viskositätsmodifikator und/oder ein Bindungsverstärker zu der Zusammensetzung gemäß den Anforderungen zugegeben werden. Die resultierende Zusammensetzung stellt einen Gewebekleber bereit, der eine außerordentliche Festigkeit und sehr gute Gebrauchseigenschaften aufweist. Die Zusammensetzung ist insbesondere für das Laserschweißen geeignet, wobei eine/ein feste/r, gleichmäßige/r und elastische/r Schweißstelle oder Überzug gebildet wird.
Der erste Bestandteil ist ausgewählt aus natürlichen oder synthetischen Peptiden, enzymatisch modifizierten, gespaltenen oder verkürzten Varianten davon und vernetzten Derivaten davon sowie Gemischen davon. Die Peptide umfassen einfache Proteine, konjugierte Proteine und Gemische davon. Beispiele solcher Proteine umfassen globuläre Proteine und Faser- oder Strukturproteine sowie Gemische davon.
Beispiele von globulären Proteinen umfassen synthetische oder natürliche Serumproteine, natürliche oder synthetische Derivate davon, Salze, enzymatisch, chemisch oder anders modifizierte, gespaltene, verkürzte oder vernetzte, oxidierte oder hydrolysierte Derivate oder Untereinheiten davon sowie Gemische davon. Beispiele von Faser- oder Strukturproteinen umfassen synthetisches oder natürliches Kollagen, Elastin, Keratin, Fibroin, Fibrin und Fibronektin natürliche oder synthetische Derivate davon, Salze, enzymatisch, chemisch oder anders modifizierte, gespaltene, verkürzte oder vernetzte, oxidierte oder hydrolysierte Derivate oder Untereinheiten davon sowie Gemische davon. Beispiele von Serumproteinen sind Albumin, α-Globuline, β-Globuline, γ-Globuline, Transthyretin, Fibrinogen und Thrombin. Auch andere globuläre Proteine und Faserproteine können eingesetzt werden, die dem Fachmann geläufig sind.
Der zweite Bestandteil ist ausgewählt, wie vorstehend angegeben, wobei es sich um Verbindungen handelt, die den ersten Bestandteil z. B. bei der Bildung einer/eines Matrix, Gels oder Sols mit dem ersten Bestandteil unterstützen. Diese Verbindungen sind ausgewählt aus natürlichen oder synthetischen Proteoglykanen, Glykoproteinen, Sacchariden, Polyalkoholen, Proteingelen, Gelatinen, natürlichen oder synthetischen Derivaten davon, enzymatisch, chemisch oder anders modifizierten, gespaltenen oder verkürzten Varianten, Salzen, vernetzten, oxidierten oder hydrolysierten Derivaten oder Untereinheiten von allen vorstehenden Substanzen sowie Gemischen davon.
Die Proteoglykane sind vorzugsweise natürliche oder synthetische nicht- zelluläre Körpermatrixstoffe, die in den Zwischenräumen zwischen den Zellen vorliegen. Solche Stoffe sind typischerweise Glykosaminoglykane und umfassen Hyaluronsäure, ein Salz der Hyaluronsäure, umfassend Natriumhyaluronat, Chondroitinsulfat, Dermatansulfat, Keratansulfat, Heparin und Heparansulfat. Die Saccharide sind vorzugsweise ausgewählt aus Oligosacchariden, wie z. B. Fructose, und Polysacchariden, wie z. B. Celluloseverbindungen, Dextranen, Agarose, Alginsäure und Pektinen. Beispiele der Celluloseverbindungen umfassen Hydroxypropylmethylcellulose, Hydroxycellulose, Methylcellulose, Carboxymethylcellulose und Hydroxyethylcellulose. Die Polyalkohole sind vorzugsweise ausgewählt aus Glycerin, Mannit, Sorbit, Polyvinylalkohol und Polyethylenglykol. Außerdem können als zweiter Bestandteil andere Substanzen aus diesen Verbindungsklassen verwendet werden, die dem Fachmann geläufig sind.
Die Zusammensetzung wird in einer Form hergestellt, die im Bereich von einer fließfähigen Flüssigkeit über ein Sol bis zu einem viskosen Gel liegt, abhängig von der Anwendung und der Konzentration der Bestandteile. Z. B. wird die Zusammensetzung vorzugsweise in Form eines viskosen Gels verwendet, wenn getrennte Gewebe miteinander verbunden werden sollen. Andererseits wird die Bildung einer wasserdichten oder widerstandsfähigen Abdichtung auf Geweben oder Prothesenmaterialien am wirkungsvollsten unter Verwendung einer weniger viskosen Zusammensetzung erreicht.
In einigen Fällen bildet die Kombination des Peptids und des Trägermaterials spontan eine Schweißstelle. In anderen Fällen kann eine Aktivierung der Zusammensetzung mit Energie und/oder Photonen erforderlich sein. Im allgemeinen bewirkt die Aktivierung mit Energie und/oder Photonen eine starke Beschleunigung des Bindungsprozesses. Die in der vorliegenden Erfindung eingesetzten Energie und/oder Photonen müssen/muß in der Lage sein, die Zusammensetzung in einer Art und Weise zu aktivieren, so daß die gewünschten Bindungs- oder Beschichtungseigenschaften erzeugt werden.
Die Zusammensetzung kann durch die Anwendung von Energie und/oder Photonen aktiviert werden. Die Energie hat vorzugsweise eine Wellenlänge im elektromagnetischen Spektrum und ist ausgewählt aus Röntgenstrahlen, UV-Licht, sichtbarem Licht, Infrarot-Licht und Radiowellen. Thermische Energie kann angewendet werden, die durch direkten Kontakt übertragen wird, indem z. B. eine Probe elektrisch erhitzt wird, z. B. durch Elektrokauterisieren, oder indem eine Probe über Gaskompression in der Spitze oder durch die Passage eines erhitzten Gases oder einer erhitzten Flüssigkeit durch die Spitze erhitzt wird. Schallenergie der Ultraschall-Frequenz oder Radiowellen im Mikrowellenbereich kann/können eingesetzt werden. Die Energie kann in kontinuierlicher oder nicht-kontinuierlicher Art und Weise in einem schmalen oder in einem breiten Band von elektromagnetischen Wellenlängen übertragen werden. Beispiele von Photonen-Quellen umfassen monochromatisches oder polychromatisches Licht, kohärentes oder nicht-kohärentes Licht, das in kontinuierlicher oder nicht-kontinuierlicher Art und Weise abgegeben wird. Beispiele der Abgabe von nicht-kontinuierlicher Energie und/oder Photonen umfassen eine Abgabe von einzelnen und/oder multiplen Pulsfolgen. Photonen können polarisiert oder nicht-polarisiert, direkt oder reflektiert, mit oder ohne innere oder äußere Interferenz abgegeben werden.
Am stärksten bevorzugt ist die Verwendung von Lasern, umfassend, jedoch nicht beschränkt auf diejenigen im ultravioletten, sichtbaren oder infraroten Bereich. Insbesondere sind die folgenden Laser bevorzugt: THC : YAG- (2150 um), Nd : YAG- (1064, 1320 nm), KTP- (532 um), Farbstoff- (577, 590, 610 nm), Krypton- (647 nm), Argon- (488 und 514 nm), Kohlendioxid- (10 600 nm), Dioden- (810 nm) und Excimer-Laser (193, 222, 249, 308, 351 nm).
Die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung kann außerdem Viskositätsmodifikatoren und/oder Bindungsverstärker umfassen, die der gewünschten Verwendung der Zusammensetzung entsprechen. Z. B. stellt die Zugabe von Viskositätsmodifikatoren eine Zusammensetzung mit einer Viskosität bereit, die insbesondere für Gewebe geeignet ist, die wiederhergestellt oder abgedichtet werden sollen. Eine Zusammensetzung mit einer hohen Viskosität wird vorzugsweise verwendet, um getrennte Gewebe zu verbinden, während Zusammensetzungen mit einer niedrigeren Viskosität am besten für die Ausbildung eines Überzugs zur wasserdichten Abdichtung von zusammenhängenden Gewebemassen und Prothesenmaterialien geeignet sind, wie z. B. GortexTM-Gefäßtransplantaten und dergleichen. Solche Viskositätsmodifikatoren umfassen die vorstehend erwähnten Verbindungen, die nicht-zelluläre Körpermatrixstoffe sind, wie Hyaluronsäure, und ihre Salze, wie Natriumhyaluronat oder Natriumchondroitin, oder Saccharide, wie Fructose, Hydroxypropylmethylcellulose, Hydroxyethylcellulose, Carboxymethylcellulose, Hydroxymethylcellulose, Dextrane, Agarose, Alginsäure oder Pektine, oder Polyalkohole, wie Glycerin, oder Proteingele, wie Kollagen, und Caseinate sowie Gemische davon.
Außerdem können Bindungsverstärker eingesetzt werden, um die Bindungsfestigkeit der Zusammensetzung zu verbessern. Für diesen Zweck können für den zweiten Bestandteil bestimmte Stoffe ausgewählt werden, und/oder Bindungsverstärker können zu der Zusammensetzung als ein dritter Bestandteil zugefügt wer den. Diese sind im allgemeinen ausgewählt aus polaren Verbindungen, wie z. B. geladenen Glykosaminoglykanen, Oligosacchariden und Polysacchariden, Polyalkoholen und polaren Farbstoffen. Beispiele dieser polarer Verbindungen umfassen Hyaluronsäure, Chondroitinsulfat, Carboxymethylcellulose, Hydroxymethylcellulose, Glycerin, Indocyaningrün und Fluorescein-Natrium. Für diesen Zweck können auch polyvalente Kationen, wie z. B. Calcium, eingesetzt werden, die an die negativ geladenen Einheiten in den Proteinen, wie Albumin, und in den Glykosaminoglykanen, wie Hyaluronsäure und Chondroitinsulfat, binden.
Die Verwendung von Muco-Klebern als zweiter Bestandteil und/oder als Bindungsverstärker, der als dritter Bestandteil eingesetzt wird, ist auf Mucin-enthaltenden Oberflächen vorteilhaft, z. B. im Gastrointestinaltrakt und im pulmonalen System. Beispiele von Muco-Klebern umfassen Carboxymethylcellulose und Natriumalginat. Die Anwendung dieser Substanzen kann auch auf anderen Oberflächen vorteilhaft sein, um die Bildung einer Bindung zu erleichtern, z. B. auf Oberflächen mit einem hohen Kollagengehalt, die eine hohe Konzentration an Hydroxylgruppen aufweisen, welche dem Kollagen z. B. durch 4-Hydroxyprolin bereitgestellt werden. Man nimmt an, daß die Tendenz der Muco-Klebermoleküle sich an Mucin anzuheften durch das Verfangen der Polymerketten an dem Mucin auf der Oberfläche des Gewebes erfolgt und daß nicht-ionisierte Carbonsäuregruppen und Hydroxylgruppen auf dem Polymer Wasserstoffbindungen mit dem Mucin oder anderen Molekülen auf dem Kollagen erzeugen können. Es herrscht die Meinung, daß eine hohe Ladungsdichte bevorzugt ist, sowohl für die Quellung als auch für die Wasserstoffbindung, so daß eine stabile Verknüpfung entsteht. (Vgl. J. R. Robinson et al., Bioadhesive Polymers for Controlled Drug Delivery, Ann. NY Acad. Sci. 507 (1987), 07-317, hier durch Bezugnahme eingeschlossen.) Die Verwendung dieser Stoffe als Teil der vorliegenden Erfindung sollte deshalb vorteilhaft sein, da hierdurch das Verbinden der Zusammensetzung mit der gewünschten Gewebeoberfläche erleichtert wird. Außerdem können auch andere Muco-Kleber eingesetzt werden, die dem Fachmann geläufig sind.
Die Zusammensetzung kann ferner gegebenenfalls pH-Modifikatoren, grenzflächenaktive Mittel, Antioxidantien, osmotische Substanzen und Konservierungsstoffe enthalten.
Die Bestandteile der Zusammensetzung werden in Mengen miteinander kombiniert, die eine gewünschte Bindungsfestigkeit und außerdem eine Viskosität bereitstellen, die für die gewünschte Anwendung angepaßt ist. Im allgemeinen liegt die Menge des Peptids im Bereich von etwa 4,2 bis 70 Gewichtsprozent, vorzugsweise etwa 8 bis 35 Gewichtsprozent. Die Menge des Trägermaterials variiert abhängig vom gewählten Trägermaterial. Saccharide werden typischerweise im Be reich von etwa 0,1 bis 70 Gewichtsprozent eingesetzt. Die Menge der Glykosaminoglykane liegt vorzugsweise bei etwa 0,1 bis 20 Gewichtsprozent. Polyalkohole können in einer Menge von etwa 0,1 bis 90 Gewichtsprozent eingesetzt werden. Proteingele und Gelatinen können als zweiter Bestandteil in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent verwendet werden.
Die Menge von Zusatzstoffen, wie z. B. Viskositätmodifikatoren und Bindungsverstärkern, beträgt im allgemeinen nicht mehr als etwa 65 Gewichtsprozent.
Die Viskosität der Zusammensetzung wird gemäß dem jeweiligen operativen Verfahren ausgewählt, das durchgeführt werden soll. Zum Verbinden von getrennten Geweben wird am besten eine Viskosität von etwa 1000 bis 1 000 000 Centipoise eingesetzt, vorzugsweise im Bereich von etwa 20 000 bis 200 000 Centipoise. Eine Zusammensetzung mit einer Viskosität in dem bevorzugten Bereich kann einfach auf die getrennten Gewebe aufgebracht werden, indem sie aus einer Spritze für die subkutane Injektion ausgespritzt und verteilt wird, indem die Spitze der Spritze entsprechend hin und her bewegt wird. In diesem Viskositätsbereich läuft die Zusammensetzung nicht von den Geweben hinunter und verbleibt an Ort und Stelle, auch wenn die Energie zur Bildung der Gewebeverschweißung angewendet wird.
Die Zusammensetzung für Anwendungen, wobei ein wasserdichter Überzug zur Abdichtung von Geweben oder Prothesenmaterialien gebildet werden soll, hat vorzugsweise eine niedrigere Viskosität. Die bevorzugte Viskosität für das Überziehen liegt im Bereich von 10 bis 1000 Centipoise. Die niedrigere Viskosität ist bevorzugt, da die Zusammensetzung einfach zu verteilen sein sollte, so daß das zu überziehende Gewebe oder Material wirksam beschichtet wird.
In Zusammensetzungen, die Hyaluronsäure oder andere Nichtnewtonsche Flüssigkeiten enthalten, nimmt die Viskosität mit steigenden Scherkräften ab. Demgemäß kann die Viskosität der Zusammensetzung durch Veränderung der vorliegenden Scherkräfte moduliert werden, wenn die Zusammensetzung auf die Oberfläche aufgebracht wird. Zum Beispiel kann eine Zusammensetzung, die sehr dickflüssig ist, wenn sie nicht bewegt wird, mit einer schnellen oder hohen Schergeschwindigkeit in ein Transplantat eingespritzt werden, dabei nimmt ihre Viskosität während der Transitphase ab, in welcher das Transplantat mit dem Material überzogen wird.
Diese als Pseudoplastizität bekannte Eigenschaft ist auch für Blut charakteristisch. Es ist ideal für das Verschweißen an Stellen, die während des Verschweißungsprozesses keinen Scherkräften ausgesetzt sind. Wenn die Zusammensetzung eingespritzt wird, sind die Scherkräfte hoch und die Viskosität nimmt ab. Dies ermöglicht ein leichtes Ausspritzen. Nachdem die Zusammensetzung auf das Ge webe aufgetragen wurde, gehen die Scherkräfte auf Null zurück, und die Viskosität der Zusammensetzung steigt entsprechend an. Als Ergebnis verbleibt die Zusammensetzung auf dem Gewebe in dem Bereich an Ort und Stelle, der verschweißt werden soll.
Die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung stellt für eine Vielzahl von operativen Verfahren eine Gewebebindung bereit, die eine hohe Zugfestigkeit, Elastizität, Verformbarkeit, Wasserdichtigkeit, Viskosität und Haftfestigkeit aufweist. Die Zusammensetzung kann auch zum Überziehen von implantierbaren Vorrichtungen eingesetzt werden, um ihre Festigkeit und Widerstandsfähigkeit gegenüber Flüssigkeiten zu erhöhen, Poren im Gewebe des Materials abzudichten und die Möglichkeit der Thrombenbildung zu reduzieren. Die Zusammensetzung ist einfach reproduzierbar, nicht-infektiös und bleibt stabil, und deshalb kann ihre Anwendung rascher und verläßlicher erfolgen als bei den bekannten chirurgischen Klebern.
Die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung kann eingesetzt werden, um getrennte Gewebe miteinander zu verbinden und zusammenhängende Gewebemassen oder Prothesenmaterialien zu überziehen, wodurch ihre Festigkeit erhöht und/oder sie undurchlässig für Flüssigkeiten gemacht werden. Durch die erfindungsgemäßen Anwendungen zum Überziehen kann ein geschwächtes Gewebe, z. B. eine Arterienwand, verstärkt werden.
Die bevorzugten Proteine, die in der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden, sind Strukturproteine, wie Kollagen, und Serumproteine, wie Albumin. Zwar zählen Fibrinogen und Fibrin zur Zeit wegen der Infektionsgefahr und aufgrund von Stabilitätsproblemen noch nicht zu den bevorzugten Ausführungsformen, sobald diese Probleme jedoch durch neue Produktionstechniken und/oder Reinigungstechniken behoben sind, werden Fibrinogen und Fibrin bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung darstellen, insbesondere in Kombination mit Albumin.
Kollagen ist das am meisten verbreitete Protein im Körper. Es gibt fünf Typen von Kollagen, wobei jeder Typ drei Polypeptide mit etwa 1000 Resten pro Kette enthält. Die wichtigste Funktion von Kollagen besteht darin, die Form der Gewebe zu erhalten und ihre Formveränderung zu verhindern. In ähnlicher Art und Weise tragen die fadenartigen kollagenen Fibrillen in der erfindungsgemäßen Zusammensetzung, die zum Verbinden oder zum Abdichten von Gewebe entwickelt wurde, dazu bei, die Bindungsfestigkeit zu verstärken und die Formveränderung zu verhindern.
Ein weiterer Vorteil von Kollagen besteht darin, daß es durch Erhitzen denaturiert und solubilisiert werden kann, so daß eine gelatineartige Lösung entsteht, die einfach aufgetragen werden kann. Beim Abkühlen wird das Kollagen zum Teil renaturiert, was die Bildung eines Gels mit einer sehr guten Zugfestigkeit bewirkt. Erhitztes Kollagen ist deshalb ein idealer Proteinbestandteil in der vorliegenden Zusammensetzung zum Verbinden oder zum Abdichten von Gewebe. Durch Erhitzen kann das Kollagen solubilisiert und einfach eingespritzt oder aufgetragen werden, und durch Abkühlen kann es wieder in ein Gel umgewandelt werden, das der Bindung sowohl Zugfestigkeit als auch Elastizität verleiht. Kollagen kann auch in eine sterile Form gebracht werden. Außerdem ist Kollagen stabiler als sein Gegenstück Fibrin, sowohl bei der Lagerung als auch in vitro, ferner wird der Empfänger durch Kollagen keinem Infektionsrisiko ausgesetzt, wie das beim Fibrinkleber der Fall ist.
Wenn in der vorliegenden Zusammensetzung Albumin eingesetzt wird, bietet es bestimmte Vorteile gegenüber herkömmlichen Verfahren, bei denen "biologische Kleber" mit einem aus gepoolten Blutproben erhaltenen Fibrin verwendet werden. Denn dadurch wird der Empfänger einem Infektionsrisiko ausgesetzt, das AIDS, Hepatitis A, Non-A-Non-B-Hepatitis, Cytomegalovirus, Creutzfeld-Jakob-Krankheit und andere Infektionen betrifft. Dagegen besteht für den Patienten bei Anwendung der vorliegenden Zusammensetzung, die ein aus gepoolten Blutprodukten erhaltenes menschliches Albumin enthält, dieses Infektionsrisiko nicht. Menschliches Albumin kann im Gegensatz zu menschlichem Fibrin mit Ultrafiltrationstechniken behandelt werden, mit dem Ergebnis, daß mit einer hohen Ausbeute ein Albumin zur Verfügung gestellt werden kann, das frei von Infektionserregern ist. Außerdem ist menschliches Albumin stabiler als sein Gegenstück Fibrin, sowohl bei der Lagerung als auch in vivo. Das kommt daher, weil Fibrin durch Thrombin und Calcium aktiviert werden kann, die beide im Blut und anderen Körpergeweben vorliegen. Darüber hinaus beginnt nach Anwendung des Fibrinklebers die fibrinolytische Aktivität des Plasmas sofort mit seinem Abbau. Da es kein Enzymsystem gibt, das spezifisch Albumin abbaut, erfolgt seine Absorption langsamer als beim Fibrinkleber. Bei der Lagerung ist Albumin stabiler als Fibrinkleber.
Albumin ist ein Transportprotein mit einem Molekulargewicht von 66 500 Dalton und einer Halbwertszeit von 15 bis 20 Tagen. Es ist zu 70 bis 80% für den kolloidalen osmotischen Druck des Plasmas verantwortlich, und es ist überall im extrazellulären Wasser verteilt. Mehr als 60% des menschlichen Albumins liegen in den extravaskulären Flüssigkeitskompartimenten vor. Deshalb ist Albumin ideal geeignet für das Verschweißen, da es in den meisten Geweben vorliegt, die verschweißt werden sollen, und es wird deshalb keine entzündliche Antwort des Gewebes hervorrufen. Außerdem übersteigt seine Halbwertszeit die Zeitspanne, die erforderlich ist, bis die Festigkeit der Wunde ein ausreichendes Niveau erreicht hat, um den normalen Streßanforderungen widerstehen zu können.
Die bevorzugten Polysaccharide haben ein hohes Molekulargewicht und bilden langkettige Moleküle, die in niedrigen Konzentrationen viskose, gelartige Stoffe erzeugen. Außerdem kann das Vorliegen von mehreren geladenen oder ungeladenen Seitenketten vorteilhaft sein, um die Bildung eines Gels, die Erzeugung einer Zusammensetzung mit hoher Viskosität und/oder die Wechselwirkung zwischen den Molekülen in der Zusammensetzung und/oder im Gewebe zu erleichtern. Bei kurzkettigen Polysacchariden mit niedrigem Molekulargewicht sind höhere Konzentrationen erforderlich, um viskose, gelartige Stoffe zu erzeugen, und sie sind eher weniger wünschenswert. Eines der bevorzugten Polysaccharide ist Hydroxypropylmethylcellulose, die vorzugsweise als sterile wäßrige Lösung verwendet wird. Als sterile Lösung kann sie so formuliert werden, daß sie ein Molekulargewicht von mehr als 80 000 Dalton und eine Viskosität von mindestens etwa 4000 Centipoise aufweist. Vgl. z. B. Thomas J. Liesegang et al., "The Use of Hydroxypropyl Methyl Cellulose in Extracapsular Cataract Extraction with Intraocular Lens Implantation", Am. J. Ophth. 102 (Dez. 1986), 723-726.
Ein weiteres bevorzugtes Polysaccharid ist Carboxymethylcellulose, das auch vorzugsweise als sterile wäßrige Lösung verwendet wird. Als sterile Lösung kann sie als eine 1% wäßrige Lösung formuliert werden, die eine Viskosität von 10 bis 3000 Centipoise oder mehr aufweist, abhängig von ihrem Molekulargewicht. Z. B. besitzt eine 2% wäßrige Lösung von 45 000 Dalton eine Viskosität von 10 bis 20 Centipoise, eine 2% Lösung von 100 000 Dalton weist eine Viskosität von 400 bis 800 Centipoise auf, und eine 1% wäßrige Lösung von 200 000 Dalton hat eine Viskosität von 1500 bis 3000 Centipoise.
Ein weiteres bevorzugtes Polysaccharid ist Alginsäure, die auch vorzugsweise als sterile wäßrige Lösung eingesetzt wird. Als sterile Lösung kann sie als eine 2 % Lösung formuliert werden, die eine Viskosität von 250 bis 14 000 Centipoise oder mehr aufweist, abhängig von ihrem Molekulargewicht. Z. B. besitzt eine 2% Lösung von Alginsäure mit einem Gewicht von 200 000 Dalton eine Viskosität von 14 000 Centipoise, eine 2% Lösung von Alginsäure mit einem Molekulargewicht von 150 000 Dalton weist eine Viskosität von 3500 Centipoise auf, und eine 2% Lösung mit 100 000 Dalton hat eine Viskosität von 250 Centipoise. Pektin ist ein weiteres bevorzugtes Saccharid, das als wäßrige Lösung formuliert werden kann.
Die bevorzugte Gruppe von Verbindungen in der allgemeinen Klasse der Proteoglykane und deren Derivate weisen ein hohes Molekulargewicht auf und bilden langkettige Moleküle, die in niedrigen Konzentrationen viskose, gelartige Stoffe erzeugen. Insbesondere sind Glykosaminoglykane bevorzugt, die Hyaluronsäure und Salze davon umfassen, insbesondere Natriumhyaluronat und Chondroitinsulfat.
Hyaluronsäure ist ein Polymer, das hauptsächlich in der extrazellulären Matrix von Tieren und Menschen vorliegt. Man nimmt an, daß es das filamentöse Gerüst sowohl der Knorpel als auch von anderen Bindegeweben bildet.
Hyaluronsäure hat ein Molekulargewicht von 4 bis 80 · 10&sup6; Dalton. Die Struktur der Hyaluronsäure ist durch sich wiederholende Disacchariduntereinheiten gekennzeichnet, bei denen Natriumglucuronat durch eine β1-3-glucosidische Bindung an ein N-Acetylglukosaminmolekül gekoppelt ist. Die Disaccharideinheiten sind über β1-4-glucosidische Bindungen aneinander gekoppelt, so daß sie große Polymere erzeugen. Jede Untereinheit hat eine einfache negative Ladung, wodurch sich die verstärkende Wirkung auf die Bindungsfestigkeit erklären läßt. (Vgl. Principles of Biochemistry: Mammalian Biochemistry, 7. Aufl., Hrsg. Emil Smith et al., S. 7 und 229, (1983).)
Hyaluronsäure und ihre Salze haben weitere Vorteile. Natriumhyaluronat weist in seiner gereinigten Form bei einer Schergeschwindigkeit von 2 sec&supmin;¹ bei 25ºC eine Viskosität von 40 000 Gentipoise und bei einer Schergeschwindigkeit von Null eine Viskosität von mehr als 200 000 Centipoise auf. Diese nichtnewtonsche oder pseudoplastische viskose Eigenschaft von Hyaluronsäure macht sie zu einer idealen Substanz für das Gewebeschweißen. Bei höheren Schergeschwindigkeiten, wie sie während des Ausspritzens durch eine Spritze oder durch eine lange Kanüle auftreten, ist die Viskosität von Hyaluronsäure niedrig, wodurch das Ausspritzen erleichtert wird. Hierdurch kann sie auf Gewebe einfach aufgetragen werden. Bei niedrigen Schergeschwindigkeiten, z. B. nach dem Auftragen auf die Gewebe, ist ihre Viskosität hoch. Dies trägt dazu bei, daß das Präparat auf dem Gewebe in dem Bereich, der verschweißt oder abgedichtet werden soll, an Ort und Stelle verbleibt. Healon, Kapitel 1, Balazs EA., "Sodium Hyaluronate and Viscosurgery", Healon von David Miller und Robert Stegmann, John Wiley & Sons, New York, (1983).
Somit ist die Hyaluronsäure aus zwei Gründen für das Gewebeschweißen ideal geeignet. Erstens trägt sie dazu bei, die Festigkeit des Gewebeklebers zu verstärken, indem sie ein Gerüst für den Proteinbestandteil des Gewebeklebermaterials bereitstellt. Zweitens stellen die pseudoplastischen Eigenschaften von Hyaluronsäure ideale Gebrauchseigenschaften bereit.
Chondroitinsulfat ist ein Polymer, das hauptsächlich in der extrazellulären Matrix von Tieren und Menschen vorkommt. Sein Molekulargewicht beträgt 22 500 Dalton, und das Molekül besteht aus einer sich wiederholenden Disacchariduntereinheit, die aus Glucuronsäure und N-Acetylgalactosamin zusammengesetzt ist, welche über eine β1-3-Bindung gekoppelt sind. Diese Untereinheiten sind durch β1-4-Bindungen miteinander verbunden, so daß große Polymere entstehen. Anders als die Hyaluronsäure enthält Chondroitinsulfat eine doppelte negative Ladung pro sich wiederholender Disaccharideinheit, wodurch in bestimmten Fällen die Bindungsfestigkeit erhöht werden kann. Dies kann zum Verbinden und zum Abdichten von Hornhautgewebe nützlich sein, welches die höchste natürliche Konzentration an Chondroitinsulfat aller Gewebe im Körper aufweist.
Chondroitinsulfat ist wie Hyaluronsäure in Konzentrationen von 50 mg/ml hochviskos, wobei seine Viskosität 4000 Centipoise beträgt (bei einer Schergeschwindigkeit von 2 sec&supmin;¹ bei 25ºC). Jedoch ist Chondroitinsulfat im Gegensatz zu Hyaluronsäure eine Newtonsche Flüssigkeit und zeigt bei veränderten Schergeschwindigkeiten keine Veränderung der Viskosität. Aufgrund dieser Eigenschaft kann diese Substanz in solchen Bereichen besser an Ort und Stelle verbleiben, an denen während des Klebevorgangs große Scherkräfte wirken.
Die Gebrauchseigenschaften der Zusammensetzungen können reguliert werden, indem vorzugsweise langkettige Moleküle, insbesondere Saccharide und Proteoglykane, eingesetzt werden. Wenn die Konzentration dieser Moleküle oder wenn ihr Molekulargewicht bei einer bestimmten Konzentration erhöht wird, neigen sie zu einer höheren Viskosität und zur Bildung von gelartigen Stoffen. (Vgl. E. L. Smith et al., "Connective Tissue, Collagen, Elastin, Proteoglycans, Fibrinectin", "Principles of Biochemistry, Mammalian Biochemistry, Kapitel 6, 7. Auflage; McGraw-Hill, S. 211-242, (1983); hier durch Bezugnahme eingeschlossen.) Wenn die Konzentration dieser Moleküle oder wenn ihr Molekulargewicht bei einer bestimmten Konzentration herabgesetzt wird, neigen sie zu einer niedrigeren Viskosität und zur Bildung von eher wäßrigen Stoffen. Somit können die Gebrauchseigenschaften der Zusammensetzung reguliert werden, so daß sie für die gewünschte Anwendung geeignet sind, indem das Molekulargewicht und/oder die Konzentration des langkettigen Moleküls verändert werden/wird.
Zusammensetzungen, bei denen eher dickflüssige und viskose Gebrauchseigenschaften erwünscht sind, können formuliert werden, indem das Molekulargewicht und/oder die Konzentration des zweiten Bestandteils erhöht werden/wird. Wohingegen diejenigen, bei denen eine dünnflüssige, flüssige, wäßrige Formulierung erwünscht ist, formuliert werden können, indem das Molekulargewicht und/oder die Konzentration des zweiten Bestandteils vermindert werden/wird.
Die Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung kann auch endogene oder exogene Chromophoren umfassen, damit das Material besser zu sehen ist, während es bei warmblütigen Tieren aufgetragen wird. Durch die Verwendung eines Chromophors kann Material, das von der gewünschten Anwendungsstelle weg läuft, einfach sichtbar gemacht werden und anschließend mit einem Zellulosetupfer, einem Mullkissen oder einem anderen saugfähigen Material entfernt werden. Die Verwendung von endogenen Chromophoren, wie z. B. Hämoglobin, wird beschrieben in Krueger, R., Almquist, E.: Argon Laser Coagulation of Blood for Anastomosis of Small Vessels; Laser Surg. Med. 5 (Jan. 1985), 55-60. Die Verwendung von exogenen Chromophoren für eine erleichterte Plazierung von biologischen Klebern wurde kürzlich beschrieben (vgl. I. Nasaduke et al., "The Use of Autogenous Rabbit Fibrin Sealant to Plug Retinal Holes in Experimental Detachments", Ann. Ophth. 18 (1986), 324-327, hier durch Bezugnahme eingeschlossen). Chromophore, die verwendet werden können, umfassen, sind jedoch nicht beschränkt auf Fluorescein- Isothiocyanat, Indocyaningrün, Silberverbindungen, wie Silbernitrat, Bengalrosa, Nilblau und Evans Blau, Q-SwitchTM, ein von Kodak, Inc., hergestellter Farbstoff, Sudan III, Sudan Schwarz B und Tusche. Die Chromophore liegen vorzugsweise in einer Konzentration von etwa 0,01 bis 50 Gewichtsprozent vor, bezogen auf das Gesamtgewicht der Zusammensetzung. Außerdem können andere Chromophore verwendet werden, die dem Fachmann geläufig sind.
Die vorliegende Erfindung kann auch Substanzen umfassen, welche die Absorptionseigenschaften der Zusammensetzung verändern, so daß die Zusammensetzung Energie auf einem niedrigen Energieniveau absorbiert. Dies ermöglicht das Erhitzen des Materials unter Einsatz bestimmter Wellenlängen des elektromagnetischen Spektrums, die von der Energie-absorbierenden Verbindung selektiv absorbiert werden. Z. B. könnte das Material unter Verwendung bestimmter Laser erhitzt werden, deren Energie ansonsten durch die erfindungsgemäße Zusammensetzung nicht absorbiert würde, und somit könnte die Zusammensetzung unter Verwendung dieser Laser mit der gewünschten Stelle verschweißt werden. Diese Substanzen vermindern die mögliche gleichzeitige Schädigung der angrenzenden Gewebe, die bei Aktivatoren mit hohem Energieniveau, wie Laserstrahlen, typischerweise auftritt. Vgl. Mehmet C. Oz et al., "Tissue Sodering by Use of Indocyanine Green Dye-enhanced Fibrinogen with the Near Infrared Diode Laser", J. Vasc. Surg. 11, Nr. 5, (Mai 1990), 718-725; und B. Jean et al., "Target Dyes in Ophthalmology - Parts I and II", Lasers and Light in Ophthalmology 3, Nr. 1, (1990), 39-52. Exogene Farbstoffe, wie Indocyaningrün, Fluorescein, und endogene Chromophore, wie Hämoglobin und Melanin und dergleichen, sind für diesen Zweck besonders geeignet. Diese Farbstoffe können auch die Haftfähigkeit, die Festigkeit der Schweißstelle und die Viskosität erhöhen. Die Farbstoffe liegen in der Zusammensetzung vorzugsweise in einer Menge von etwa 0,01 bis 50 Gewichtsprozent vor, bezogen auf das Gesamtgewicht der Zusammensetzung.
Durch die Zugabe solcher Farbstoffe, die bei einer spezifischen Wellenlänge einen Lichtabsorptionspeak aufweisen, kann die Zusammensetzung an der Stelle der Verschweißung oder Beschichtung selektiv aktiviert werden, wodurch die Gefahr einer gleichzeitigen unerwünschten thermischen Schädigung von angrenzenden Geweben wesentlich reduziert wird. Wenn man nun eine Wellenlänge wählt, die von einer Lichtquelle, z. B. einem Laserstrahl, emittiert wird, die mit der Wellenlänge des Absorptionspeaks des verwendeten Farbstoffs übereinstimmt, muß nur ein niedrigeres Energieniveau eingesetzt werden, um den gewünschten Gewebeeffekt zu erhalten. Diese geringere Energie hat auf nicht-behandeltes Gewebe kaum eine Wirkung. Somit zielt die Energie nur auf die Stelle, wo der Farbstoff aufgetragen oder beigemischt ist. Z. B. ist Indocyaningrün ein Farbstoff, der selektiv an menschliches oder tierisches Albumin bindet und der in einer Albuminlösung eine maximale Absorption bei 805 nm aufweist. Wenn der Farbstoff mit Albumin gemischt wird, kann das Albumin selektiv erhitzt und koaguliert werden, indem ein kontinuierlicher Dioden-Laser verwendet wird, der mit einer Wellenlänge von 808 nm im Handel verfügbar ist. Das Peptid, das als erster Bestandteil eingesetzt wird, wird entsprechend der gewünschten Laser-Farbstoff-Kombination ausgewählt. Der Absorptionspeak für Indocyaningrün in wäßriger Lösung liegt bei 770 nm. Dies stimmt nicht mit der Emission des Dioden-Lasers überein. Der Peak bei 805 nm wird in Albuminlösung erhalten, jedoch nicht in der Lösung anderer Proteine, wie Fibrinogen. Dieser Effekt wird unabhängig von der Albuminabsorption beobachtet, die bei 805 nm gering ist.
Weitere Farbstoff-Laser-Kombinationen umfassen, sind jedoch nicht beschränkt auf Fluorescein-Isothiocyanat (Absorbanz 490 nm) in Kombination mit einem Argon-Laser, der bei 488 bis 514 nm arbeitet; Silberverbindungen, wie Silbernitrat und einen Krypton-Laser (676 nm); Farbstoffverbindungen, wie Bengalrose, Nilblau und Evans Blau, und Farbstoff-Laser, wobei die Farbstoffe im Bereich von 200 bis 610 nm absorbieren. Q-Switch IITM, ein von Kodak, Inc., bezogener Farbstoff, absorbiert Licht von einem Nd : YAG-Laser bei 1064 nm und 1320 nm. Außerdem können Sudan III, Sudan Schwarz 8 und Tusche eingesetzt werden, wobei sie selektiv Licht von einem der vorstehend angeführten Laser absorbieren.
Die Zusammensetzungen können ferner gegebenenfalls pH-Modifikatoren, grenzflächenaktive Mittel, Antioxidantien, osmotische Substanzen und Konservierungsstoffe enthalten. Beispiele von pH-Modifikatoren umfassen Essigsäure, Borsäure, Salzsäure, Natriumacetat, Natriumbisulfat, Natriumborat, Natriumcarbonat, Natriumcitrat, Natriumhydroxid, Natriumnitrat, Natriumphosphat, Natriumsulfit und Schwefelsäure. Beispiele von grenzflächenaktiven Mitteln umfassen Benzalkoniumchlorid. Beispiele von Antioxidantien umfassen Bisulfate. Beispiele von osmoti schen Substanzen umfassen Natriumchlorid. Beispiele von Konservierungsstoffen umfassen Chlorbutanol, Sorbat, Benzalkoniumchlorid, Thimerosal, Methylparaben, Propylparaben, Ethylendiamintetraessigsäure (EDTA) und Polyquad.
Typische pH-Modifikatoren, grenzflächenaktive Mittel, Antioxidantien, osmotische Substanzen und Konservierungsstoffe liegen in einer Konzentration von etwa 0,001 bis 5 Gewichtsprozent vor.
Das Verfahren zur Formulierung der Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung kann auf verschiedene Arten durchgeführt werden, umfassend, jedoch nicht beschränkt auf die folgenden Herstellungstechniken, mit denen im allgemeinen eine gut formulierte Zusammensetzung erhalten wird. Die Herstellung erfolgt im allgemeinen mit glubulären Proteinen bei 25 bis 30ºC oder darunter und kann mit Kollagen und anderen Faserproteinen bei Temperaturen von 25 bis 200ºC oder darüber, vorzugsweise 25 bis 100ºC, durchgeführt werden.
Als erstes werden der erste und der zweite Bestandteil als sterile wäßrige Lösungen mit der gewünschten Konzentration zubereitet. Wenn der erste oder der zweite Bestandteil wasserfrei, gefriergetrocknet oder partiell hydrolysiert sind, werden sie mit sterilem Wasser oder einer sterilen wäßrigen Lösung, die Chromophore, Elektrolyte, pH-Modifikatoren, grenzflächenaktive Mittel, Antioxidantien, osmotische Substanzen und Konservierungsstoffe enthält, auf die gewünschte Konzentration gebracht. Während des Hydratationsvorgangs ist eine Bewegung vorteilhaft, die von außen durch Schütteln oder Vibrieren des Behälters oder von innen durch Rühren der Zusammensetzung mit einem Spatel oder einer anderen Vorrichtung, die in den Behälter eingeführt wird, erfolgen kann. Eine weitere Hydratation des ersten und des zweiten Bestandteils kann erfolgen, nachdem die Bestandteile miteinander kombiniert wurden.
Zweitens werden der erste und der zweite Bestandteil, nachdem sie mit Wasser auf die gewünschte Konzentration gebracht wurden, in einem Verhältnis miteinander kombiniert, das entsprechend der gewünschten Verwendung der Zusammensetzung festgelegt wird. Um das gewünschte verbesserte Niveau der gegenseitigen Wechselbeziehung zwischen den Molekülen des ersten Bestandteils zu erreichen, ist es im allgemeinen vorteilhaft, die Zusammensetzung entweder von innen oder von außen zu bewegen, wie das im ersten Schritt beschrieben wird. Im allgemeinen wird das Material fünf oder mehr Minuten oder so lange gemischt, bis eine/ein homogene/s Lösung, Gel oder Sol entstanden ist. Das Material kann zusätzlich auf 5 bis 20ºC gekühlt werden, um die Sol- oder Gelbildung zu fördern.
Drittens kann nach dem Mischen ein weiteres Material zugegeben werden, um die Viskosität des Materials und die Bindungsfestigkeit des Materials zu erhöhen sowie um das Material besser sichtbar zu machen. Zu diesem Zeitpunkt kön nen auch andere Mittel, wie pH-Modifikatoren, grenzflächenaktive Mittel, Antioxidantien, osmotische Substanzen und Konservierungsstoffe, zugefügt werden.
Schließlich wird das Produkt des dritten Schrittes verpackt und gelagert, wobei verschiedene Verfahren eingesetzt werden können. Z. B. können (1) die Stoffe in einer wäßrigen Form in eine sterile Spritze oder ein steriles Gläschen gefüllt werden; und (2) können die Stoffe dehydratisiert werden, z. B. durch Gefriertrocknung, und in einem wasserfreien oder teilweise hydratisierten Zustand gelagert werden. Für Präparate, die Chromophoren oder andere Photonen- oder Energieabsorbierenden Bestandteile enthalten, sind dunkle, pigmentierte Behälter bevorzugt, um eine Aktivierung oder einen Abbau der Zusammensetzung durch Licht zu verhindern. Wenn das Präparat als wäßrige Lösung formuliert ist, ist das Kühlen des Produktes bei 4 bis 10ºC im allgemeinen bevorzugt.

BEISPIEL 1

0,55 ml einer 25% Lösung von menschlichem Albumin, bezogen vom New York Blood Center, wurden mit 0,55 ml Hyaluronsäure und 5,5 mg eines sterilen Indocyaningrün-Farbstoffs (Cardio-GreenTM, bezogen von Becton-Dickinson) kombiniert. Das resultierende Produkt wurde auf Korneosklera-Gewebe aufgetragen, wie nachstehend beschrieben, und einem gepulsten THC : YAG-Laser ausgesetzt, der bei einer eingesetzten Energie von 106 Joule eine Wellenlänge von 2,15 um zeigt und der eine Pulsrate von vier Pulsen pro Sekunde aufweist.
Die resultierende Verschweißung wurde folgendermaßen auf den normalen Leckdruck vor der Klebung und die Festigkeit nach der Verschweißung getestet.
An frisch enucleierten Schweineaugen wurde die Festigkeit der Bindung bestimmt, indem Korneosklera-Katarakt-Einschnitte verschlossen wurden, wie sie bei der operativen Katarakt-Extraktion üblich sind. Mit einem Skalpell ("64 beaver blade") wurde in die Sklera ein Einschnitt 5 bis 10 mm tief, 1 bis 3 mm hinter dem Limbus angebracht. Der Einschnitt wurde bis nach vorne in die durchsichtige Kornea fortgesetzt, und mit einem speziellen Skalpell ("super blade") wurde die vordere Augenkammer eröffnet. Eine Flügelkanüle ("25 G butterfly needle") wurde durch die durchsichtige Kornea in die vordere Augenkammer eingeführt und mit einer Lösung von 5% Dextrose/Normaler Kochsalzlösung mit einem bestimmten Druck ("Wassersäule") verbunden.
Der Druck wurde so lange erhöht, bis am Wundrand ein Lecken festgestellt wurde. Das Verfahren wurde mindestens dreimal wiederholt, bis reproduzierbare Ergebnisse erhalten wurden. Sodann wurde der Kleber aufgetragen und mit dem Laser verfestigt, so daß eine feste Abdichtung erhalten wurde. Der Druck wurde anschließend so fange erhöht, bis im Bereich des Kleberrands ein Lecken zu sehen war, dieser Druck wurde als der Zerreißdruck notiert. Wenn der Zerreißdruck in der Nähe der Grundlinie lag, wurde zusätzlicher Kleber auf den Bereich des Lecks aufgetragen und zusätzliche Laserenergie angewendet. Sofern dies zu einer festen Bindung führte, wurde dieser Wert als Zerreißdruck notiert.
Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 dargestellt. Hierbei ist festzustellen, daß die Viskosität in eine Skala von 1 bis 10 subjektiv zugeordnet wurde, wobei eine Viskosität von 1 eine fließfähige Lösung wie Wasser bezeichnet, eine Viskosität von 5 bis 8 ähnlich wie Honig ist und eine Viskosität von 10 für eine gelartige Substanz steht.

TABELLE 1

Hyaluronsäure 10 mg/ml 0,55 ml
25% menschliches Albumin 0,55 ml
Indocyaningrün-Farbstoff 5,5 mg
Länge des Einschnitts 9 mm
Abstand vom Limbus 2 mm
Normaler Zerreißdruck vor der Klebung 4 in. H&sub2;O
Zerreißdruck nach der Klebung 60 in. H&sub2;O
Viskosität 7

BEISPIEL 2

Die gleiche Zusammensetzung wie in Beispiel 1 wurde hergestellt, wobei jedoch hier der Indocyaningrün-Farbstoff weggelassen wurde. Das Präparat wurde auf Gewebeproben aufgetragen und aktiviert, wie in Beispiel 1 beschrieben. Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 dargestellt.

TABELLE 2

Hyaluronsäure 10 mg/ml 0,75 ml
25% menschliches Albumin 0,75 ml
Länge des Einschnitts 9 mm
Abstand vom Limbus 2 mm
Normaler Zerreißdruck vor der Klebung 4 in. H&sub2;O
Zerreißdruck nach der Klebung > 60 in. H&sub2;O
Viskosität 7

BEISPIELE 3 BIS 9

Sieben Beispiele der erfindungsgemäßen Zusammensetzung wurden zubereitet, indem die folgenden Substanzen kombiniert wurden: Natriumhyaluronat (HealonTM, hergestellt von Pharmacia Inc., und Amvisc PlusTM, hergestellt von Med Chem Products, Inc.) und ein Gemisch aus 25% menschlichem Albumin, das 10 mg/ml Indocyaningrün-Farbstoff enthielt. Die Gemische wurden über Nacht gekühlt, so daß eine geeignete Durchmischung erhalten werden konnte.
Die Gemische wurden genauso wie in Beispiel 1 beschrieben auf Gewebe aufgetragen und dem Laserlicht eines von Spectra-Physics hergestellten Dioden- Lasers bei einer Wellenlänge von 808 nm mit einer Ausgangsleistung von 300 bis 450 Milliwatt und einer Leistungsdichte von 12 Watt/cm² sowie einer Spotgröße von 2 mm ausgesetzt.
Bei Anwendung der Laserenergie wurde der behandelte Bereich zuerst weiß, dann schrumpfte er und wurde anschließend fest. Nach der entsprechenden Laseranwendung verhielt sich der Kleber in ähnlicher Weise wie die kommerziell verfügbaren Gummilösungen. Die Elastizitätseigenschaften des Klebers konnten durch zusätzliche Laserenergie moduliert werden. Wenn mehr Energie angewendet wurde, konnten festere, weniger flexible, stärkere Bindungen hergestellt werden. Bei niedrigeren Engerieniveaus war die Bindung elastischer. Mit der Zeit, wenn man die Proben weiter trocknen ließ, schienen beide Bindungstypen fester zu werden. Jedoch erhält man nach einer vollständigen Trocknung ein sprödes, bröckliges Material, dies ist unerwünscht.
Die Proben wurden getestet, wie in Beispiel 1 beschrieben, und die Ergebnisse sind in Tabelle 3 dargestellt. TABELLE 3
Um zu bestimmen, ob die niedrige Farbstoffkonzentration in Probe 3 für ihre geringere Bindungsfestigkeit verantwortlich war, wurde eine Farbstoffkonzentration wie in Probe 9 verwendet. 0,55 ml Healon wurden mit 25% Albumin (0,051 ml) und 5,0 mg Indocyaningrün-Farbstoff gemischt. In diesem Beispiel zeigte sich, daß die höhere Konzentration an Farbstoff die Festigkeit der Bindung nicht verbesserte, die mit einem Gemisch aus 10 Teilen HealonTM und einem Teil 25% menschlichem Albumin in Kombination mit 10 mg/ml Indocyaningrün-Farbstoff hergestellt wurde, dies macht deutlich, daß die niedrige Farbstoffkonzentration in Probe 3 nicht für die geringere Bindungsfestigkeit verantwortlich war. Vermutlich war das hohe Verhältnis von HealonTM zu Albumin in Probe 3 für die geringere Bindungsfestigkeit verantwortlich.

BEISPIEL 10

0,8 ml Amvise PlusTM (1,6% Natriumhyaluronat), 0,8 ml 25% menschliches Albumin und 0,2 ml einer sterilen 2,5 mg/ml Lösung von Cardio-GreenTM wurden gemischt und anschließend auf Gewebe aufgetragen und Laserenergie ausgesetzt, wie es in den Beispielen 3 bis 9 beschrieben ist. Die Ergebnisse sind in Tabelle 4 dargestellt.

TABELLE 4

Amvisc PlusTM 1 Teil
25% menschliches Albumin 1 Teil
Länge des Einschnitts 6 mm
Abstand vom Limbus 2,5 mm
Normaler Zerreißdruck vor der Klebung 4 in. H&sub2;O
Zerreißdruck nach der Klebung 41 in. H&sub2;O
Viskosität 7

BEISPIEL 11

Ein Gemisch aus 0,5 ml einer 2% Hydroxypropylmethylcelluloselösung (OccucoatTM, hergestellt von Lederle Laboratories), 0,5 ml 25% menschlichem Albumin und 0,1 ml einer sterilen 2,5 mg/ml Lösung von Cardio GreenTM wurden genauso getestet und der Laserenergie ausgesetzt, wie es in den Beispielen 3 bis 9 beschrieben ist. Die Ergebnisse sind in Tabelle 5 dargestellt.

TABELLE 5

OccucoatTM 1 Teil
Albumin 1 Teil
Länge des Einschnitts 7 mm
Abstand vom Limbus 2 mm
Normaler Zerreißdruck vor der Klebung 8 in. H&sub2;O
Zerreißdruck nach der Klebung 32 in. H&sub2;O
Viskosität 2

BEISPIELE 12 BIS 14

Drei Proben der erfindungsgemäßen Zusammensetzung, welche die Bestandteile und Mengen enthielten, wie in Tabelle 6 angegeben, wurden genauso getestet und der Laserenergie ausgesetzt, wie es in den Beispielen 3 bis 9 beschrieben ist. Die Ergebnisse sind in Tabelle 6 dargestellt. TABELLE 6

BEISPIEL 15

2,0 ml synthetisches Glycerin (hergestellt von HUMCO Labs) wurden mit einem ml eines Gemisches aus 25% menschlicher Albuminlösung kombiniert, die eine sterile Lösung von Cardio-GreenTM in einer Konzentration von 10 mg/ml enthielt. Die Probe wurde genauso getestet und der Laserenergie ausgesetzt, wie es in den Beispielen 3 bis 9 beschrieben ist. Die Ergebnisse sind in Tabelle 7 dargestellt.

TABELLE 7

Glycerin 2 Teile
25% menschliches Albumin mit 10 mg/ml ICG-Farbstoff 1 Teil
Länge des Einschnitts 9 mm
Abstand vom Limbus 2 mm
Normaler Zerreißdruck vor der Klebung 22 in. H&sub2;O
Zerreißdruck nach der Klebung 32 in. H&sub2;O
Viskosität 3

BEISPIELE 16 BIS 20

Frisch präparierte Rattenhaut wurde in Streifen geschnitten und die Ränder von zwei Streifen nahe aneinander gelegt. Sodann wurden die in Tabelle 8 angegebenen Klebergemische örtlich aufgetragen. Anschließend wurde Energie angewendet, bis das Verlöten des Gewebes erreicht war, wobei eine Schweißstelle von etwa 1 mm erzeugt wurde. Unmittelbar nach Fertigstellung der Reparatur wurde die Länge der Verschweißung und die Bruchstelle (in Gramm) gemessen. Die Proben 16 bis 18 und die Kontrollproben A, C und D wurden dem gleichen Laser ausgesetzt und unter den gleichen Bedingungen behandelt, wie es in den Beispielen 3 bis 9 beschrieben ist. Die Kontrollprobe B und die Proben 19 und 20 wurden einer hochfrequenten elektrischen Diathermie (13,5 MHz Elektrokauterisierung) ausgesetzt. Die Ergebnisse sind in Tabelle 8 dargestellt. TABELLE 8
Wie aus Tabelle 8 ersichtlich ist, zeigten die Zusammensetzungen der vorliegenden Erfindung eine durchschnittliche Zugfestigkeit, welche die Zugfestigkeit des Proteins alleine (menschliches Fibrinogen oder Albumin) bei weitem übertraf.

BEISPIEL 21

Eine Zusammensetzung gemäß der vorliegenden Erfindung wurde an drei Patienten folgendermaßen getestet. Die Patientenpopulation bestand aus Patienten mit terminaler Niereninsuffizienz, bei denen eine arteriovenöse Fistel für den vaskulären Zugang für die Hämodialyse angelegt werden mußte. Die Zustimmung zu der experimentellen Behandlung wurde anhand eines genehmigten "Institutional Review Board"-Protokolls erhalten. Mit herkömmlichen Techniken wurden die Pulsader (Arteria radialis) und eine geeignete Unterarmvene isoliert. Anastomosen von 6 bis 7 mm wurden zwischen der Arterie und der Vene hergestellt, wobei eine Schleife aus 6 mm GortexTM-Transplantat (Standardwand) verwendet wurde. In der einen Patientengruppe wurde diese Stelle mit einem Klebergemisch aus 25% Albumin (New York Blood Center) und einer 10 mg/ml-Lösung von HealonTM (Pharmacia) im Verhältnis 1 : 2 unter Zugabe von Fluorescein-Farbstoff (2 gtts, 5 mg/ml) verstärkt. Der Kleber wurde mit den Rändern der Anastomose und den Löchern der Nahtstelle unter Einsatz eines KTP-Lasers verschmolzen (532 nm, 1 mm Spotgröße, 500 mW).
In der anderen Patientengruppe erfolgte nach der Fertigstellung der genähten Anastomose keine Laser- oder Kleberbehandlung. Nach Entfernung der Gefäßklemmen wurde das Blut, das aus der Anastomose auslief, mit Mulltupfern aus dem Bereich solange abgetupft, bis die Blutung aufhörte. Indem das Anfangsgewicht dieser Tupfer vom Gewicht nach der Verwendung subtrahiert wurde, wurde der gesamte Blutverlust aus jeder Anastomose erhalten. Außerdem wurde die Blutungszeit festgestellt, die Ergebnisse sind in Tabelle 9 dargestellt.

TABELLE 9

Behandlungsgruppe Gortex IM AVF mit der Zusammensetzung

Durchschnittlicher Blutverlust: 14,7 g Durchschnittl. Blutungszeit: 4 Minuten
Kontrollgruppe Gortex AVF ohne die Zusammensetzung
Durchschnittlicher Blutverlust: 24,0 g Durchschnittl. Blutungszeit: 4 Minuten
Somit wurde mit der Zusammensetzung der vorliegenden Erfindung der Blutverlust insgesamt reduziert. Wie erwartet blieb die Zeit, die es dauerte, bis sich in den nicht-abgedichteten Löchern Blutgerinnsel gebildet hatten, in der Behandlungs- und in der Kontrollgruppe gleich.

Claims

1. Homogene Zusammensetzung zum Verbinden von getrennten Geweben oder zum Überziehen von Geweben oder Prothesenmaterialien, umfassend:

(a) mindestens einen ersten, aus natürlich vorkommenden Peptiden, synthetischen Peptiden, ihren Salzen und Gemischen davon ausgewählten Bestandteil in einer Menge von 4, 2 bis 70 Gewichtsprozent, jedoch von mehr als 5 Gewichtsprozent, wenn Kollagen das Peptid ist; und

(b) mindestens einen zweiten Bestandteil, der sich vom ersten unterscheidet, wobei der zweite Bestandteil ausgewählt ist aus natürlich vorkommenden oder synthetischen Proteoglycanen in einer Menge von etwa 0,1 bis 20 Gewichtsprozent, Sacchariden in einer Menge von etwa 0,1 bis 70 Gewichtsprozent, Polyalkoholen in einer Menge von etwa 0.1 bis 90 Gewichtsprozent, Proteingelen in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent, Gelatinen in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent, ihren Salzen und Gemischen davon, wobei der zweite Bestandteil angepaßt ist, den ersten Bestandteil bei der Bildung einer/eines homogenen Matrix, Sols oder Gels mit dem ersten Bestandteil zu unterstützen,

mit der Maßgabe, daß Eiweiß ausgeschlossen ist.

2. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei die Peptide aus einfachen Proteinen, konjugierten Proteinen und Gemischen davon ausgewählt sind.

3. Zusammensetzung nach Anspruch 2, wobei die Proteine aus globulären Proteinen, faserigen oder strukturellen Proteinen und Gemischen davon ausgewählt sind.

4. Zusammensetzung nach Anspruch 3, wobei die globulären Proteine aus synthetischen oder natürlich vorkommenden Serumproteinen, ihren Salzen oder Gemischen davon ausgewählt sind.

5. Zusammensetzung nach Anspruch 4, wobei die Serumproteine aus Albumin, α- Globulinen, β-Globulinen, γ-Globulinen, Transthyretin, Fibrinogen und Thrombin ausgewählt sind.

6. Zusammensetzung nach Anspruch 3, wobei die faserigen oder strukturellen Proteine aus synthetischen oder natürlich vorkommendem Kollagen, Elastin, Keratin, Fibroin, Fibrin und Fibronectin, ihren Salzen und Gemischen davon ausgewählt sind.

7. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei die Menge des Peptides bei etwa 8 bis 35 Gewichtsprozent liegt.

8. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei die Proteoglycane aus natürlichen oder synthetischen nicht-zellulären, in den Zwischenräumen zwischen Zellen gefundenen Materialien der Körpermatrix ausgewählt sind.

9. Zusammensetzung nach Anspruch 8, wobei die Materialien der Körpermatrix ausgewählt sind aus mindenstens einem Glycosaminoglycan.

10. Zusammensetzung nach Anspruch 9, wobei die Glycosaminoglycane aus der Gruppe bestehend aus Hyaluronsäure und ihren Salzen, Chondroitinsulfat, Dermatansulfat, Keratansulfat, Heparin und Heparansulfat ausgewählt sind.

11. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei das Proteingel Kollagen ist.

12. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei die Saccharide aus Celluloseverbindungen, Fructose, Dextranen, Agarose, Alginsäure und Pektinen ausgewählt sind.

13. Zusammensetzung nach Anspruch 12, wobei die Celluloseverbindungen aus Methylcellulose, Hydrocellulose, Hydroxypropylmethylcellulose, Hydroethylcellulose und Carboxymethylcellulose ausgewählt sind.

14. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei der Polyalkohol aus Glycerin, Mannit, Sorbit, Polyvinylalkohol und Polyethylenglycol ausgewählt ist.

15. Zusammensetzung nach Anspruch 10, wobei die Menge des Glycosaminglycans bei etwa 0,1 bis 20 Gewichtsprozent liegt.

16. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei das Proteingel oder die Gelatine Kollagen ist.

17. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei Bestandteil (a) Albumin ist und Bestandteil (b) Kollagen ist.

18. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei Bestandteil (a) Albumin ist und Bestandteil (b) Hyaluronsäure oder ihr Salz ist.

19. Zusammensetzung nach Anspruch 1, die weiterhin mindestens einen Zusatz umfaßt, der aus einem Viskositätsmodifikator, einem Bindungsverstärker, einem pH-Modifikator, einem grenzflächenaktiven Antioxidans, einem osmotischen Mittel und einem Konservierungsmittel ausgewählt ist.

20. Zusammensetzung nach Anspruch 19, wobei der Zusatz nicht mehr als etwa 65 Gewichtsprozent ausmacht.

21. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei die Zusammensetzung angepaßt ist, um getrennte Gewebe zu verbinden, und eine Viskosität in einem Bereich von etwa 1000 bis 1000000 Centipoise besitzt.

22. Zusammensetzung nach Anspruch 1, wobei die Zusammensetzung angepaßt ist, um die Gewebe und Prothesenmaterialien zu überziehen, und eine Viskosität in einem Bereich von etwa 10 bis 1000 Centipoise hat.

23. Zusammensetzung nach Anspruch 1, die weiterhin mindestens ein natürliches oder synthetisches Chromophor umfaßt.

24. Zusammensetzung nach Anspruch 23, wobei das Chromophor in einer ausreichenden Quantität vorhanden ist, um die Sichtbarmachung der Zusammensetzung zu erlauben.

25. Zusammensetzung nach Anspruch 23, wobei das Chromophor aus Indocyaningrün, Fluorescein, Bengalrosa, Gentianaviolett und Methylenblau ausgewählt ist.

26. Zusammensetzung nach Anspruch 23, wobei das Chromophor in einer Menge von 0,01 bis 50 Gewichtsprozent vorhanden ist.

27. Zusammensetzung zum Verbinden von getrennten Geweben oder zum Überziehen von Geweben oder Prothesenmaterialien, umfassend:

(a) ein aus Albumin, Fibrinogen, Fibrin, Fibrinectin, Kollagen und Gemischen davon ausgewähltes erstes Material in einer Menge von 8 bis 35 Gewichtsprozent; und

(b) ein aus Hyaluronsäure, ihren Natriumsalzen, Chondroitinsulfat, Hydroxypropylmethylcellulose, Hydroxyethylcellulose und Carboxymethylcellulose ausgewähltes zweites Material, in einer Menge von 0,1 bis 20 Gewichtsprozent, wobei die Zusammensetzung eine Viskosität in einem Bereich von etwa 1000 bis 200000 Centipoise hat.

28. Zusammensetzung nach Anspruch 27, die weiterhin ein aus Indocyaningrün, Fluorescein, Methylenblau und Bengalrosa ausgewähltes Chromophor in einer Menge von 0,01 bis 10 Gewichtsprozent umfaßt.

29. Zusammensetzung nach Anspruch 1 in Form einer wäßrigen Lösung.

30. Verfahren zur Herstellung einer Zusammensetzung zum Verbinden von getrennten Geweben oder zum Überziehen von Geweben oder Prothesenmaterialien, die umfaßt:

(a) mindestens einen ersten, aus natürlich vorkommenden Peptiden, synthetischen Peptiden, ihren Salzen und Gemischen davon ausgewählten Bestandteil in einer Menge von 4,2 bis 70 Gewichtsprozent, jedoch von mehr als 5 Gewichtsprozent, wenn Kollagen das Peptid ist; und

(b) mindestens einen zweiten Bestandteil, der sich vom ersten Bestandteil unterscheidet, wobei der zweite Bestandteil aus natürlich vorkommenden oder synthetischen Proteoglycanen in einer Menge von etwa 0,1 bis 20 Gewichtsprozent, Sacchariden in einer Menge von etwa 0,1 bis 70 Gewichtsprozent, Polyalkoholen in einer Menge von etwa 0,1 bis 90 Gewichtsprozent, Proteingelen in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent, Gelatinen in einer Menge von etwa 5 bis 80 Gewichtsprozent, ihren Salzen und Gemischen davon ausgewählt ist, und wobei der zweite Bestandteil angepaßt ist, den ersten Bestandteil bei der Bildung eines/einer homogenen Matrix, Sol oder Gel mit dem ersten Bestandteil zu unterstützen, mit der Maßgabe, daß Eiweiß ausgeschlossen ist;

wobei das Verfahren umfaßt:

(1) Kombinieren der ersten und zweiten Komponente;

(2) Rühren des aus Schritt (1) erhaltenen Produkts, um ein Gemisch zu erhalten;

(3) Aufbewahren des Produkts von Schritt (2) in einem Gefäß zur Lagerung oder Auslieferung der Zusammensetzung.