JPH06505656A - 組織溶接用充填剤材料 - 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】 発明の背景 技術分野 本発明は、生体組織を接合、修復、または再形成するためのレーザー発光光学的 エネルギーまたは高周波（“ＲＦ”）エネルギーの使用に関する。特に、本発明 は、溶接棒充填剤材料をそのような光学的またはＲＦエネルギーと組み合わせて 使用して生体組織を接合、修復、または再形成する方法に関する。

背景技術 光学的エネルギー、特にレーザーにより発生するものは、医学分野において、種 々の外科的目的のために応用および使用されてきた。医学産業において、初期の 頃には、患者の腫瘍や表面病巣を破壊するために工業用レーザーが使用されてい た。その頃、レーザーは、比較的不完全なもので、出力が高く、細心の注意を要 する生体内部への使用には有効でなかった。

続いて、種々の焼灼技術が、レーザーやＲＦ技術を用いて開発された。レーザー の光学的エネルギーはまた、開放された創傷や外科的に形成された切開部におけ る血流を減少させるために使用された。そこでは、血管を焼灼または熱処理する のに十分な量で光学的エネルギーを供給し、これによって毛細血管の開放端を塞 ぎ、血流を防いだ。レーザー焼灼の典型的な使用は、米国特許第４、１２２．８ ５３号に記載されている。ところで、その頃使用された型のレーザーは、非常に 高い出方と非常に高いワット数を与えたために、周囲の組織を破壊し、その結果 治癒に長い時間がががったり、感染が起こったり、傷跡を残したりした。

より新しく、より低出力のレーザーが開発されたため、血管用のアテローム切除 や他の動脈血管内膜切除法の技術が開発された。

このような方法は米国特許第４．８７８．４９２号に開示されている。ｃｏ２、 ＹＡＧおよびエキシマ−レーザーはすべて、そのより低い出力のために、これら の方法を実質的に改善した。これらのより洗練された装置はそれぞれ、血管壁の 破壊を最小にすることができるようなより狭い光学的エネルギービームを得るよ うにすることができる。また、光学ファイバー技術の進歩により、外科医はより 高い正確さで所望の位置に光学的エネルギーをより正確に向けることができるよ うになった。

レーザーは、また、医学的再崩壊、内膜の繊維増殖、および再閉塞を妨げる試み において、バルーン拡張やレーザー血管形成の後の血管の内部表面をつや出しす る（“ｇｌａｚｅ”）のために使用されてきた。

開発されてきたもう一つの方法は、生体組織を溶接、もしくは接合または連結す るための光学的エネルギーの使用を含む。これらの方法を実行するための最初の 試みは、１９６０年代の終わりに始まったが、組織を共に溶接または接合させる ことができなかったというよりも、得られた溶接が弱かったために、はぼ全世界 的に失敗に終わった。しかしながら、より低出力のレーザー装置の使用は、単独 でも生理溶液と組み合わせても、外科医が溶接部位を十分に冷却して溶接強度を わずかに改善させることを可能にした。

さらに、最近では、ＲＦエネルギーを単極および二極発生器中で使用して、生体 組織を溶接（“ｗｅｌｄ”）または密着させる（“５ｏｌｄｅｒ”）試みがなさ れている。

米国特許第４．６７２．９６９号は、光学的エネルギーを加えて、組織タンパク を変性させるのに適した程度まで生体組織に熱を発生させ、その結果、組織の膠 原成分が、組織を塞ぎ接合をもたらす生体接着剤（“ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ　ｇ ｌｕｅ″）を生成するような、レーザー発光光学的エネルギーを使用して創傷閉 鎖や生体組織の他の再形成をもたらすための方法および装置を開示している。こ の接着剤は後に治癒プロセス中に身体によって再吸収される。この特許は、数多 くの異なる型のレーザーを開示しており、Ｎｄ　：　ＹＡＧ型が好ましいと記述 しているが、その理由は、その特定の波長により、光学的エネルギーが、修復す べき組織における吸収のために水および／または血液によって実質的に希釈され ることなく増幅することが可能であるからである。

しかしながら、これらの改良にもかかわらず、溶接接合の弱さは依然としてこの 方法の主たる欠点であり、その欠点を改良する試みにおける研究は現在広範囲に 渡って行われている。本発明者は、従来技術の欠点を克服するレーザーまたはＲ Ｆエネルギーを使用する、生体組織の単純でかつ洗練された溶接法を発明した。

発明の概要 本発明は、生体組織に適当な充填剤材料を提供しつつそこにエネルギーを加え、 そのエネルギーで前記充填剤材料および隣接する生体組織を変性または融解して その変性もしくは融解した充填剤材料および生体組織の混合を起こさせ、これに より当該組織を接合もしくは再形成することを含む、生体組織を接合または再形 成する方法に関する。

充填剤材料は好ましくはコラーゲンであり、本発明の方法の一つの態様は、コラ ーゲン充填剤材料を生体組繊に接着的に付着させて、その上への適切な配置を確 実にすることを含む。これは、生体材料に近いコラーゲン材料をフィブリングル ーもしくは他の生体組織接着剤とともに適用することにより達成してよい。この 方法は、また、エネルギー吸収助剤を充填剤材料もしくは生体組織の一方、また は両方に加えて、それによって加えたエネルギーの吸収を促進することを含んで もよい。一般に、エネルギー吸収助剤は、そこへエネルギーを加える前に、予め 選択された位置に加え、それはまた、接合または再形成すべき領域を視覚的に決 定するのを助ける。好ましいエネルギー吸収助剤としては、バイクルグリーン（ Ｖｉｔａｌ　Ｇｒｅｅｎ）もしくはベーシックレッド（Ｂａｓｉｃ　Ｒｅｄ）の ような染料、血液、または水を挙げることができる。

しばしば、生体組織は切開部を含み、この方法は、外科医が変性または融解した 充填剤材料および生体組織を混合し、接合することによって、その切開部を閉じ ることを可能にする。所望であれば、間隔を置いた縫合を切開部の周囲の組織に 配置して隣接組織の位置を固定してもよい。

予め決定した量のコラーゲン材料を水に溶解して溶液を調製し、次いでこの溶液 をコラーゲン充填剤材料の所望の形態および形に乾燥または凍結乾燥することに よって、充填剤材料を製造してもよい。好ましくは、充填剤材料を製造するため に使用されるコラーゲン材料は、不溶性コラーゲン材料および可溶性コラーゲン 材料の重量比的１：３〜３：ｌの混合物である。

本発明の方法はまた、生理的に許容できる溶液をコラーゲン充填剤材料もしくは 生体組織の一方に加えて、そこに付与されたエネルギーによる接合温度を制御す ることを意図している。加えられるエネルギーは、ＲＦ発生器からの光学的エネ ルギー（すなわち、レーザーによって）、または不活性ガスビームコアギユレー タ−によって供給されてよい。というのは、これらの装置は、組織およびコラー ゲン充填剤材料によって吸収されるそれらが発生するエネルギーまたは熱を生じ るのに十分なエネルギー散逸（ｐａｗｅｒ　ｄｉｓｓｉｐａｔｉｏｎ）を有する からである。コアギユレータ−によって供給される熱（または加えられたレーザ ーまたはＲＦエネルギーから変換されたもの）は、一般に、組織のタンパク成分 およびコラーゲン充填剤材料が融解コラーゲンに変換される最小吸収率、および 、組織またはコラーゲン充填剤材料中の水が沸騰する最大吸収率により限定され る範囲内にあるべきである。ＲＦエネルギーは、単極または二極技術によって供 給されてもよい。というのは、各技術とも、コラーゲン充填剤材料を欠陥または 接合領域に融解するであろうからである。上記のようにして、組織のタンパク成 分およびコラーゲン充填剤材料は、融解または変性し、混合または結合し、その 後、溶接接合を形成することができる。

生体組織が損傷を含む場合には、この方法は、さらに、損傷周辺またはその上の コラーゲン材料のシールを形成することを含む。

損傷が生体組織の少なくとも２つの分離したセグメントを含む場合には、この方 法は、さらに、組織の２つのこのセグメントをきわめて近接した状態で配置し、 その接合または再形成のためにエネルギー源とコラーゲン充填剤材料をそれらの 接合の領域に誘導することを含む。

図面の簡単な説明 本発明の特徴および利点は、添付されている図面の図を参照することにより、よ り容易に理解できる。

第１図は、レーザ一または二極ＲＦ電極を用いた血管中の切開部を塞ぐためのコ ラーゲン溶接棒の使用の透視図である。

第２図は、第１図の溶接接合における変性または融解されたコラーゲン材料の詳 細である。

第３図は、切開部のレーザー接合におけるコラーゲン細片の使用の透視図である 。

第４図は、組織欠陥または損傷上に加える変性または融解コラーゲン材料の詳細 である。

第５〜１１図は、種々の溶接組織接合の形態を示す顕微鏡写真である。

好ましい実施態様の詳細な説明 生体組織が引張強さを与えるタンパクフレームワーク中の細胞層を含むことは周 知である。このタンパクはアミノ酸であり、熱や光学的エネルギーを加えること によりこのようなタンパクが変性し得ることが知られている。熱やエネルギーの 源が取り除かれると、タンパクは、完全に分解されていなければ、冷却され、再 配列して前の組織構造に適切に復元し始める。

先行技術は、レーザーからの光学的エネルギーまたは適当な発生器からのＲＦエ ネルギーのどちらかを加えて、生体組織の温度を室温以上で水の沸点以下（好ま しくは、４５〜７５°Ｆ、より好ましくは６０〜７０’Ｆ）にすることができる ことを教唆している。身体中のタンパクの主要な源であるコラーゲンの変録は工 。

ネルギーを加えることにより達成することができ、また、溶液となって生体組織 中の切開部または非連続部を塞ぐ一種の生体接着剤を形成すると考えられている 。従って、損傷を塞ぎ、切断もしくは切開された管を吻合し、または病変もしく は損傷組織を再形成することが可能である。

本発明者は、切開された組織を再接合するためのこのようなレーザー溶接法の主 たる欠点は、不十分な組織材料がうまくいったーからの光学的エネルギーが実際 に、接合すべき領域における組゛　織を変性または融解すると、組織の厚さの一 部が減少し、その結果、変性した材料がお互いに向がって流動し、ともに粘着し て接合を形成する。接合すべき組織の比較的薄い切片上では、切開された血管壁 を修復するような場合、十分な高い引張強さの結合を与えるための接合領域には 不十分な変性材料が存在する。

コラーゲンは、医学分野において、熱的、化学的もしくは機械的障害により生じ た組織損傷を修復するための材料としての使用が知られている（例えば、Ｊ、　 Ｍ、　Ｐａｃｈｅｎｃｅらの“ＣｏｌＣｏ１１ａ：　Ｉｔｓ　Ｐｌａｃｅ　Ｉｎ 　ｔｈｅ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｎｄｕｓｔｒｙ″、　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｄｅｖｉ ｃｅ　ａｎｄ　ＤｉａｇｎｏｓｔｉｃＩｎｄｕｓｔｒｙ、　１９８７年、１月を 参照のこと。）。本発明者は、この材料を、レーザービームの光路に配置し、融 解もしくは変性させ、再形成させるべき切開部または組織に向けることができる 充填剤として使用できることを見い出した。二極または単極ＲＦエネルギーもま た、同じもしくは実質的に類似の結果を生じる。定性的な観察に基づくと、充填 剤材料によって提供される追加のコラーゲン分子により、溶接切開部の引張強さ をかなり増強できる。

光学的エネルギーを加え、かつ、追加のコラーゲン材料を使用することにより、 引張強さを増強することに加えていくつかの利点が得られる。損傷組織への血液 の供給を外科的方法のすぐ後に再開することができるので、創傷の治癒時間が加 速される。さらに、縫合は全く必要とされないかまたは実質的に最小限に抑えら れるので、傷跡はわずかじかまたは全く生じない。さらに、ここで開示されてい る種々の技術は溶接法の正確さを高めるので、そのような組織の隣接するまたは 意図しない領域への光学的またはＲＦエネルギー損傷を回避する。

多岐にわたる材料がこの溶接法の充填剤として使用することができる。最も一般 的な源は、ウシの皮から得られるコラーゲンである。もうひとつの材料は、融解 、流動、および生体組織との適合性の観点から理想的なのだが、コラーゲン状物 質であり、これは、コラーゲンを水に溶解し、その表面電荷が改質前よりも効果 的により正となるように溶解コラーゲンを改質することにより改質させたもので ある。この材料は、周知であり、例えば、米国特許第４．２３８．４８０号に開 示されている。この改質コラーゲンを凍結乾燥してゼラチンの固体物を形成する 。本発明の技術によれば、このゼラチンの塊は、単独で、もしくは他のコラーゲ ン材料と組み合わせて、棒、細片、フィルム、またはフレークの形態に形成して よく、レーザー溶接法の充填剤として使用してよい。

本発明における使用に適した他の形状のコラーゲンとしては、Ｓｅｍｅｄ　Ｆ　 、いかなる化学的または酵素的修飾も受けていない天然繊維の形態で製造された コラーゲン調製物、および、Ｓｅｍｅｄ　Ｓ、新鮮なウシの皮から抽出された凍 結乾燥コラーゲンを挙げることができる。これらの製品の各々は、ペンシルベニ ア州、フレイザーのＳｅｍｅｘ　Ｍｅｄｉｃａｌから入手することができる。Ｓ ｅｍｅｄ　Ｆ材料はタイプＩコラーゲン（９５％以上）であり、一方、Ｓｅｍｅ ｄ　ＳはタイプＩとタイプＩＩＩコラーゲン高分子の混合物であり、この高分子 中では、その天然のへリックスの方位におけるトロポコラーゲンの形と寸法は保 持されている。

Ｓｅｍｅｄ　ＳおよびＳｅｍｅｄ　Ｆコラーゲン材料の各々は、この材料の適当 な量（通常は、約０．５〜１０重量％）を脱イオン水に懸濁し　＼て粘稠な溶液 を調製し、次いで、熱の作用により前記の溶液を乾燥するか、前記の溶液を凍結 乾燥し、次いで、真空処理および加熱工程により、溶接充填剤金属（ｗｅｌｄｉ ｎｇ　ｆｉｌｔｅｒ　ｍｅｔａｌ）に形成され得る。ゼラチン材料について上記 したように、この材料の最終的な形は、棒、細片、粉末等の形状であり得る。ペ ースト製剤をまた、比較的多量の材料を比較的少量の塩性または脱イオン水に溶 解することにより調製してもよい。

これらの調製された材料の状態は、固体で柔らかいが堅固である。これらの材料 は、レーザー溶接法における使用のために、所望の大きさに容易に裁断または切 断し得る。また、所望の大きさと形は、製品の所望の大きさと形に構成された適 当な大きさの金型中で材料を凍結乾燥することにより達成することができる。棒 またはシートの厚さは、接合すべき切開部または再形成すべき組織の領域の大き さに依存するが、１／４〜２ｍｍであり得る。ペーストの形態で使用される場合 には、接合または再形成すべき組織の領域上にそれを塗装または滴下してよい。

このようにして、外科医は、溶接すべき組織の型に依存して、このような充填剤 材料の多岐に渡る形、大きさ、密度、厚さ、および形状から選択することができ る。

凍結乾燥すべき液体中のコラーゲンの濃度は、０．５〜ｌＯ％、好ましくは１〜 ５％の範囲であり得るが、濃度がより低いと、濃密でないか、もしくは断続する 固体が形成される。０．５〜１％のより低い濃度においては、Ｓｅｍｅｄ　Ｆは 濃密な不規則網に近い構造を形成する。

フィルム強度が保存され、コラーゲンポリマーの三重へリックス構造が損なわれ ずに維持されている天然のコラーゲンフィルムもまた、単独で、もしくはそこに 配合される可塑剤とともに使用することができる。典型的なコラーゲンシートは 、溶液から約１゜８〜２ｍｍの厚さにキャストされ−、重量で示される以下の組 成を含む。コラーゲン７０．３％、可塑剤（典型的にはグリセロールまたはグリ セリン）１６．９％、水９％、他３．８％。このような材料は、ペンシルベニア 州、マルベーネのＮｏｒｗｏｏｄ　Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ社のＮｏｒｗ。

ｏｄ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｐｒｏｄｕｃｔｓ　Ｄｉｖｉｓｉｏｎから入手すること ができる。

ゼラチンまたは他の水溶性の形態のコラーゲンを使用する場合には、この材料は 身体温度で容易に重合して安定な皮下ゲルを形成するというある種の利点が得ら れる。さらに、溶接接合における充填剤材料として身体に移植される場合には、 重合した材料にホストの線維芽細胞が速やかに集まってくる（ｐｏｐｕｌａｔｅ ）。従って、この材料は血管を形成し、組織として１８か月まで安定であり得る 。しかし、ゼラチン材料自体に関する問題は、血液に対する溶解性が非常に高い ためにこの材料を横断する血流によりゼラチンが溶解することである。従って、 ゼラチンまたは他の可溶性コラーゲン材料は、レーザー溶接充填剤として単独で 使用される場合に（ま、血液との直接的な接触がないか、もしくは極めて少ない 領域に限定すべきである。

各グレードの最も望ましい特徴を得るためには、種々の型のコラーゲンの混合物 を使用することがより有利である。例えば、Ｓｅｗｅｄ　ＦとＳｅｗｅｄ　Ｓの ５０１５０混合物により、接合は、Ｓグレードの優れた流動性を保ちつつ、Ｆグ レードのより高い引張強度値を得ることができる。３：ｌ〜１：３の範囲の比率 はまた、有用な混合物を形成する。さらに、上記のゼラチン材料を、Ｓｅｗｅｄ 　Ｆと組み合わせて使用することにより同様の結果を達成することができる。

さらに、ポリヒドロキシブテン酸（ｐｏｌｙｈｙｄｒｏｘｙ　ｂｕｔｅｒｉｃ　 ａｃｉｄ）と吉草酸のコポリマーのような低融解ポリマーや高分子材料もある種 の使用に有用である。これらのコポリマーの融点を２００’Ｆ以下にさらに下げ るために、多糖類のような可塑剤を含有させてもよい。また、これらのポリマー をコラーゲンまたはゼラチンと混合して、最終溶接接合の強度を上げてもよい。

これらのポリマーの融解温度は約２１２°Ｆ以下で、コラーゲンの融解温度（す なわち、約１００〜２００°Ｆ）と同じオーダーであるべきである。

多岐に渡るエネルギー源を使用して、溶接修復をもたらすための所望のエネルギ ーを供給してよい。典型的なレーザー装置を表ＩとＩＩに上げる。アルゴンやＣ Ｏ□を使用するレーザーのような低ワツト数のレーザーエネルギー装置は、その 低いエネルギー出力のために、このような溶接に最も有用である。また、二極チ ップを使用する静電およびＲＦコアギユレータ−（Ｅｖｅｒｅｓｔ、　Ｖａｌｌ ｅｙＬａｂまたはＭｅｄｔｒＯｎｉＣ３から入手できる）のようなより高いエネ ルギー出力装置を使用して、コラーゲン充填剤材料を変性または融解することが できる。これらの装置はより大きい入力を有するために、アルゴンやＣＯ。レー ザーよりも高い程度でコラーゲンを熱処理することができる。しかし、当業者は 、本発明の技術に従って、これらのより高い出力装置を制御し、うまく利用する ことができる。

（本頁以下余白） ρ Ｂｅａｃｏｎ　ＬａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓまたはＢｉｒｔＣｈｅｒ製のアルゴン ビームコアギユレータ−のようなアルゴンビームコアギユレータ−も適当である 。なぜなら、それらは、充填剤材料および周囲の組織を融解して溶接接合を形成 するのに使用できる容易に制御可能なフレームまたは熱源を提供するからである 。

本方法のプロトコルは、第１図を参照することにより良く理解されよう。まず３ つの近接する縫合３０ａ、３０ｂおよび３０を施し、次いで前記切開部の片面の 組織をレーザー４０で加熱することにより、血管２０中の切開部ＩＯを閉鎖する 。溶接棒５ｏのチップを切開部の加熱部位の近辺のレーザービームに配置するこ とにより、充填剤材料（例えば、コラーゲン）を加える。充填剤材料５０を文字 通り融解（すなわち、変性して）、切開部上に流動する追加のコラーゲンを供給 し、融解または変性した組織と混合させ、その後冷却して下層の組織基盤に融合 させる。第２図は、この方法によって形成される接合の詳細を示す。

上で言及したように、このような追加のコラーゲン材料の使用により、接合の引 張強さは、追加のコラーゲン充填剤材料を含まない溶接接合よりもはるかに増加 する。引張強さのこの差異は、コラーゲン充填剤材料が特に接合すべき領域に追 加のコラーゲン分子基盤を与える事実によるものである。従って、本発明の技術 は、スチールまたはアルミニウムのような金属のタングステン不活性ガス（“Ｔ ＩＧ”）溶接に類似するものである。このＴＩＧ法においては、追加の充填剤金 属が細長い切開部（ｔｈｉｎ　５ｅｃｔｉｏｎ）に大抵使用されている。接合す べき生体組織はしばしば比較的細長いので、充填剤材料なしで接合を形成する試 みによるよりも充填剤材料の使用により、同様の改良が得られる。

１７２〜１ワツト出力を有するＣＯ２またはアルゴンレーザーはこの種の接合を 形成するのに非常に適していることが見いだされている。上で言及したように、 静電発生器も使用できる。さらにまた、１５〜５０ボルトで５〜２０ワツトで作 動されるアルゴンビームエレクトロコアギユレータ−を使用して、コラーゲン溶 接棒材料および周囲の組織を変性および融解することができる。

比較的低い値で組織接合の温度を維持する試みにおいて、塩類液を使用すること ができる。これは、塩類液に浸漬したコラーゲン溶接棒を接合領域に隣接して配 置する前にコラーゲン溶接棒を塩類液に浸漬することにより、あるいは、塩類液 を溶接物に滴下することにより達成される。実際の試験において、塩類液冷却に より、接合領域に約２３℃の差を生じる（例えば、塩類液冷却なしの約７０℃に 比較して約４７℃）。

本発明は、従来技術の多くの問題を解決する。生体組織を溶接する場合に、−律 に良好な結果を達成することは困難である。この問題は、ひとつには、外科医が 接合の各面の生体組織を均一に融解して満足な溶接を得ることができないことに よる。本発明によって提案されているように、コラーゲン溶接棒を使用すること により、この棒から接合部に追加のコラーゲン材料が供給されて、接合部の片面 の組織の過融解を補なう。これはまた、多量の追加の材料を供給し、組織の過熱 により生じた空隙や他の欠陥を塞ぐ。

従って、この方法の再現性および均一な溶接接合の達成は、本発明によりかなり 改良されたのである。

あらゆる異なるタイプの生体組織を本発明に従って処置し得る。

例えば、脈管系の静脈、動脈等を含むあらゆるタイプの血管を連結または修復す ることができ、筋肉、筋膜、腿、皮膚、または平坦な神経物質しかりである。

本発明に従ったもう一つの方法が第３図に例示されている。この図において、切 開部は、その長さ方向に沿ってコラーゲン材料６０の平坦な細片で覆われている 。その切開部の各側面上の隣接する血管壁７０は、コラーゲン材料のこの細片６ ０で重なっている。レーザー８０は、この材料の細片および隣接する血管壁７０ を加熱してこれらの材料を塊に変性させ、この塊はその後固化してレーザー溶接 接合を形成する。繰り返すが、コラーゲン材料６０の細片の使用により、溶接作 業が促進され、得られる溶接接合の引張強さが改善される。第４図は、組織欠陥 または他の損傷をふさぐ細片材料の使用の詳細を示す。

本発明のもう一つの代替の態様において、変性コラーゲンが接合領域に流動する ように、溶接棒の配置が適当な位置にとどまることを確実にするために、充填剤 材料を接合すべき領域に固定または付着させることも可能である。これを達成さ せるための簡単な方法は、充填剤材料を溶接すべき領域に加える前に充填剤材料 をフィブリングルーに浸漬することである。充填剤を適当な所望の領域に保持す ることに加えて、フィブリングルーもしくは他の生体組織接着剤はまた、変性ま たは融解したコラーゲン材料を切開部に向けるのを助ける融剤として作用するよ うである。

この溶接法は、充填剤材料とともにエネルギー吸収助剤を使用することにより容 易に行われる。これらの助剤は、充填剤材料によるエネルギーの吸収を助け、そ の結果、変性または融解プロセスはより有効になる。すなわち、より多くのエネ ルギーが、修復すべき組織付近の身体の他の領域に散乱されるよりも充填剤材料 を変性または融解するために直接利用される。

好ましいエネルギー吸収助剤としては、バイタルグリーンやベーシックレッドの ような多数の染料を挙げることができる。吸収酸または染料の色は、最適の結果 を得るための透過エネルギーの波長に合わせるべきである。しかし、好ましくは 、液体の形態であり、エネルギーを吸収し、吸収したエネルギーを充填剤材料に 透過することができる物質が使用される。しばしば、患者の血液またはヘモグロ ビンが使用される。水や他の生理溶液も有用である。

上記のエネルギー吸収助剤を充填剤材料に加えてその上に皮膜を形成することが 有利である。充填剤材料は、エネルギー吸収助剤のレザバーに浸漬するだけでよ い。所望ならば、噴霧装置やポンプのようなより複雑な装置を使用して、エネル ギー吸収助剤を充填剤材料に加えてもよい。

また、エネルギー吸収助剤は、修復すべき組織に加えてもよい。

組織はしばしば切断され、出血してエネルギー吸収助剤、すなわち、血液の適当 な源を提供するので、これは容易に達成される。

また、染料の使用は、外科医が接合部位を容易に検視して、溶接法を行わなけれ ばならない場所を正確に決定できるようになるので有利である。

さらにもう一つの態様において、溶接法は、内視的に行うこともできる。すなわ ち、修復または再形成が所望されている領域へのアクセスは、複数の自然にある いは外科的に形成された開口部を通して行うことができる。ひとつの開口部はレ ーザーの挿入のために使用され、もう一つの開口部は充填剤材料の挿入のためで あり、第３の開口部は接眼鏡またはビデオカメラに接続された光学ファイバーを 用いる手順をモニターするためのものである。この手順は接眼鏡またはカメラを 通して視覚的に観察されるが、切開部が拡大モードで視覚化され、その結果外科 医は充填剤材料の適切な配置を正確に決定し、接合を完了させることができるの で、モニター上に手順を写すことは好ましい。

実施例 以下の実施例は、本発明の溶接法の使用を例示するものである。

−匹のイヌに麻酔をかけ、その首と鼠径部領域をアクセスに備えた。頚動脈およ び頚静脈を露出させて固定し、１インチの切開部を各々に形成した。約１　／　 ２　（ｏｎｅ−ｈａｌｆ）ワットで作動させたアルゴンレーザーを使用して、Ｓ ｅｍｅｄ　Ｓ　、　Ｓｅｍｅｄ　Ｆ　、および改質コラーゲン材料（すなわち、 ゼラチン）のひとつを用いて上記のように固定した接合部を再溶接した。切開部 の各端部を縫合することにより、溶接中に切開部が広がることを防いだ。

ゼラチンサンプルはすぐに溶接され、簡単にかつ容易に切開部をふさぎ、速やか に堅固な溶接接合を形成するように、きれいに溶接された。しかし、血液に暴露 されると、この材料は、血液により溶解し、血液は溶解によりこの溶接を破壊し た。Ｓｅｍｅｄ　Ｆサンプルは接合の中へすぐに流動しなかったが、一度接合が 形成されると、非常に高い引張強さの修復が得られた。Ｓｅｍｅｄ　Ｓの性能は 、接合強度および流動性の両親点から、改質ポリマーとｓｅｍｅｄＦの中間であ った。Ｓｅｍｅｄ　Ｓまたは改質コラーゲンのいずれかとＳｅｍｅｄ　Ｆの混合 物（５０１５０の比）により、各々の材料が単独の充填剤棒材料で達成する利益 が得られる。

充填剤材料および修復すべき組織によるエネルギーの吸収を助ける目的で、バイ クルグリーン染料を組織および充填剤材料に加えた。充填剤材料を染料に浸漬し ただけである。染料被覆充填剤および組織は、所望の位置に光学的エネルギーを 加えることが容易であったので、溶接作業を非常に促進した。

第５〜１１図は、種々の溶接された組織接合に対する効果を示すことより、本発 明の溶接法の有用性を説明するものである。これらは、正常組織を切開し、次い でその切開部を溶接により修復するようにイヌを手術することにより生じたもの である。

第５図は、溶接の２日後の、混合したコラーゲン充填剤材料で溶接したイヌの大 動脈の結果を示す。大動脈の核および細胞構造は正常であり、核融解（ｋａｒｙ ｏｌｙｓｊｓ）が生じていないことは明白第６図は、溶接の２週間後の、この充 填剤材料、および第５図の大動脈に隣接する溶接された大静脈を示す。この溶接 大静脈およびコラーゲン充填剤材料を並列して置き、切開部を横断する完全な溶 接接合を形成する。この接合または周囲の組織に血栓症の徴候は見られない。

第７および８図は、第６図の溶接接合をさらに説明するものである。これらの図 は、切開部を橋かけする充填剤材料を示す。第７図において、コラーゲン充填剤 材料は、写真の左上の端に、大きな塊のように見えている。大静脈の切開部は、 材料が固定して配置される前に切開される（　ｔｒａｎｓｓｅｃｔｅｄ）場所で 丁度見えている。

溶接材料の繊維状構造は明白である。第８図において、薄い帯のような低濃度の 溶接材料は、顕微鏡写真の左下の端に見える切開部を橋かけしている。この切開 部はこの材料によりふさがれ、大静脈構築は完全である。

第９図は、溶接された皮膚組織を説明するものである。このゼラチン溶接材料は 切開部を橋かけしているが、溶接接合を形成した約１０分後に試験した時に比較 的弱い引張強さを有する。上に言及したように、この溶接接合は適切に形成され 、溶接接合の強度は充填剤材料にコラーゲンを含有させることによって改良する ことができる。

第１Ｏ図は、皮膚の下に配置されたゼラチン材料の溶接皮膜を説明するものであ る。この皮膜は、血液中への飽和と溶解のために強度を喪失する前に約１０分間 までは、皮膚をつなぎ合わせることが可能である。繰り返すが、不溶性コラーゲ ンを含む溶接材料の適切な選択によりより高い強度の皮膜が得られる。

第１１図は、混合コラーゲン充填剤材料による筋肉組織の溶接を説明するもので ある。切開部は、この溶接材料により明らかにふさがれ、接合されて、強い接合 を形成している。

先の図において、エキシマ−〇〇、レーザーをエネルギー源として使用し、ベー シックレッド染料または血液をエネルギー吸収助剤として使用した。いずれの流 体を使用するかにより性能の差異は見られなかった。

多岐に渡る装置を使用して修復すべき組織の付近に溶接材料を配置することがで きる。例えば、上記の装置に加えて、コラーゲン溶接材料のチューブをレーザー の周囲に同心円状に配置することができる。例えば、外科医は、そのチューブを すばやくレーザーの末端に配置して、その場所でエネルギーにより融解させるこ とができる。融解手順を助けるために、このチューブをエネルギー吸収助剤で染 色することができる。チューブの末端が融解するので、外科医はさらなる材料を レーザービームの光路にすばやく配置することができる。修復すべき領域を適切 な位置に保持するために、一対の握り鉗子を使用することもできる。

さらに、血管の修復のために、充填剤材料の管状のカバーを含むカテーテルまた はステントを修復すべき領域の下方の管に導入することもできる。その後、この 管とすぐ下方にあるコラーゲン材料の両方を融解するために、レーザー溶接法を 管の外側で行う。

繰り返すが、所望であれば、コラーゲン材料を染色してエネルギーの吸収および 融解効率を増加させることができる。

二極および単極ＲＦ電極の双方を使用して、動脈切開部および静脈切開部に、改 質ゼラチン、Ｓｅｍｅｄ　ＦおよびＳｅｍｅｄ　Ｓの単独あるいは組み合わせの 種々のサンプルを変性または融解した。また、上記の溶接技術に従い、Ｓｅｗｅ ｄ　Ｆを使用して血管融合を行った。

この溶接接合は、高い引張強さを有することが観察された。また、筋肉、昶、お よび皮膚に近づく試みも首尾よく完成している。

詳細に開示された本発明に対する数多くの変更および修正が当業者によって考案 されると考えられるが、そのような修正や態様はすべて、本発明の真の精神およ び範囲に属するのであれば、添付された請求の範囲に含まれるものとする。

補正書の写しく翻訳文）提出書 （特許法　第１８４条の８） 平成５年　８月１３日

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. １．生体組織に充填剤材料を供給しつつそこにエネルギーを加え、加えたエネル ギーで充填剤材料および隣接する生体組織を変性または激解して、変性もしくは 融解した充填剤材料と生体組織との混合を起こさせ、これにより当該組織を接合 もしくは再形成することを含む、生体組織の接合または再形成方法。
2. ２．充填剤材料にエネルギー吸収助剤を加えてエネルギーの吸収を促進すること をさらに含む、請求項１記載の方法。
3. ３．接合または再形成すべき領域を視覚的に決定するのを助けるためにエネルギ ー吸収助剤を生体組織にも加える、請求項２記載の方法。
4. ４．エネルギーを加える前に、エネルギー吸収助剤を充填剤材料または組織の所 定の位置に加える、請求項３記載の方法。
5. ５．エネルギー吸収剤をバイタルグリーン染料、ベーシックレッド染料、血液、 水またはそれらの混合物から選択することをさらに含む、請求項２記載の方法。
6. ６．エネルギーを加える前に、生体組織の上に充填剤材料を配置して、その遺切 な配置を確実にすることをさらに含む、請求項１記載の方法。
7. ７．生体組織が切開部を含み、変性または融解したコラーゲン充填剤材料と生体 組織の混合および接合により当該切開部を閉じることをさらに含む、請求項１記 載の方法。
8. ８．隣接組織の位置を固定するために、前記切開部の周囲の組織に間隔を置いた 縫合を配置することをさらに含む、請求項７記載の方法。
9. ９．予め決められた量のコラーゲン材料を水に溶解して溶液を調製し、次いでこ の溶液を乾燥して所望の形状の充填剤材料とすることにより前記充填剤材料を製 造することをさらに含む、請求項１記載の方法。
10. １０．充填剤材料が不溶性および可溶性コラーゲン材料の混合物である、請求項 １記載の方法。
11. １１．可溶性コラーゲン対不溶性コラーゲンの重量比が約１：３ないし３：１で ある、請求項１０記載の方法。
12. １２．充填剤材料がコラーゲンを含み、加えたエネルギーが、組織とコラーゲン 充填剤材料によるエネルギーの吸収およびエネルギーの熱への変換を起こさせる のに十分で、かつ組織とコラーゲン充填剤材料が変性または融解コラーゲンに変 換される最小吸収率および組織またはコラーゲン充填剤材料中の水が沸騰する最 大吸収率により制限される範囲内であるエネルギー散逸を有するレーザーまたは ＲＦ発生器により供給され、その結果組織およびコラーゲン充填剤材料のタンパ ク質成分が変性または融解され、混合または結合し、冷却されて溶接接合部を形 成する、請求項１記載の方法。
13. １３．生体組織が損傷を含み、前記方法が当該損傷の近傍または上に充填剤材料 のシールを形成することをさらに含む、請求項１記載の方法。
14. １４．損傷が生体組織の少なくとも２つの分離したセグメントを含み、前記方法 が２つの当該組織セグメントをきわめて接近した状態で配置し、前記光学的エネ ルギーと充填剤材料をそれらの接合部の領域に誘導することをさらに含む、請求 項１３記載の方法。
15. １５．生体組織に充填剤材料を接着するように付着させて、その適切な配置を確 実にすることをさらに含む、請求項１記載の方法。
16. １６．フィブリングルーを用いて組織に充填剤材料を付着させる、請求項１５記 載の方法。
17. １７．充填剤材料または生体組織の一方に生理学的に許容される溶液を加えて、 そこに付与されたエネルギーによる接合温度を制御することをさらに含む、請求 項１記載の方法。