Der Chirurg

, Volume 82, Issue 4, pp 303–310

Tissue Engineering von Gefäßprothesen

Authors

    • Departement für Herz- und Gefässchirurgie, Medizinische FakultätUniversitätsspital Genf
  • M. Möller
    • Departement für PharmazeutikUniversität Genf
Leitthema

DOI: 10.1007/s00104-010-2029-9

Cite this article as:
Walpoth, B. & Möller, M. Chirurg (2011) 82: 303. doi:10.1007/s00104-010-2029-9

Zusammenfassung

Das „tissue engineering“ von Gefäßprothesen ist ein neues, aufgrund des zunehmenden Bedarfs an besseren Gefäßprothesen für Koronar- und periphere Revaskularisationseingriffe schnell wachsendes Forschungsgebiet. Klinisch verwendete kleinkalibrige künstliche Gefäßprothesen zeigen wegen Thrombose und intimaler Hyperplasie eine hohe Verschlussrate. Neue Ansätze wie dezellularisierte, natürliche oder synthetische dreidimensionale stabile oder abbaubare Matrizen werden für das zellfreie oder zellbasierte Gefäß-Tissue-Engineering entwickelt. Trotz der initialen limitierten klinischen Anwendungen der zellulären bioreaktorbasierten Methoden bestehen Nachteile wie die nicht sofortige Verfügbarkeit sowie ein hoher Zeit- und Kostenaufwand. Dem entgegengesetzt basiert unsere Forschung auf der Verwendung von zellfreien bioabbaubaren elektrogesponnenen porösen 3-D-Strukturen hergestellt aus Nano- und Mikro-Polycaprolacton-Fasern. Tierversuche bei Ratten und Schweinen haben gute Kurz- und Langzeitergebnisse nach arteriellem Gefäßersatz gezeigt mit optimaler Offenheitsrate, keiner Aneurysmabildung und Einwachsen von körpereigenen Zellen, welche eine vollständige luminale Endothelbeschichtung und eine homogene Besiedlung der Prothesenwand mit extrazellulärer Matrix und Angiogenesebildung ermöglichen. Darum glauben wir, dass unser In-vivo-Konzept des Gefäßprothesen-Tissue-Engineerings eine zukünftige klinische Option für kleinkalibrige bioabbaubare synthetische Gefäßprothesen darstellt.

Schlüsselwörter

GefäßprothesenTissue Engineering3-D-MatrizenElektrospinnenBioabbaubare Polymere

Tissue engineering of vascular prostheses

Abstract

Vascular tissue engineering represents a new but rapidly growing field due to the need for better vascular prostheses for coronary or peripheral revascularization procedures. Current synthetic prostheses have a high incidence of failure due to thrombosis and/or intimal hyperplasia especially in small caliber artificial vascular prostheses. New approaches such as decellularized, natural or synthetic, 3-D stable/degradable scaffolds are being developed for acellular or cell-based vascular replacements. The drawbacks of cellular bioreactor matured prostheses are delayed availability and that they are, labor and cost-intensive. However, some research groups have shown limited clinical applications. The acellular approach is based on a biodegradable, electrospun, porous 3-D structure made of nano- and micro-sized polycaprolactone fibers. Animal studies in rats and pigs have shown good short and long-term results after arterial replacement with autologous cellular and matrix ingrowth, angiogenesis, confluent endothelialization and absence of occlusions or aneurysm formation. Therefore, the in vivo vascular tissue engineering approach produces shelf-ready biodegradable vascular prostheses which might be an option for future clinical applications.

Keywords

Vascular prosthesisTissue engineering3D scaffoldsElectrospinningBiodegradable polymer

Mit zunehmender Lebenserwartung der Menschen insbesondere in den westlichen Ländern und einer daraus folgenden Steigerung der Anzahl älterer Patienten hat der Bedarf an Organersatztherapien erheblich zugenommen und wird sich weiter erhöhen. Es wird zurzeit angenommen, dass in den kommenden Jahren über 50 Mio. Patienten ein neues Organ oder Teilorgan, künstlichen oder biologischen Ursprungs, brauchen werden. Die finanzielle Belastung dieser medizinischen Eingriffe und Therapien ist enorm und wird schätzungsweise 10% der Gesundheitskosten ausmachen [1].

Auch im Bereich der vaskulären Medizin nimmt der Bedarf für Gefäßersatz stetig zu; allein in den USA werden jährlich über 1 Mio. arterielle Ersatzoperationen durchgeführt [2]. Diese werden meistens mit patienteneigenen Arterien oder Venen ausgeführt, was eine zusätzliche Operation für die Entnahme bedeutet. In vielen Fällen ist dies aber wegen früherer Operationen oder Krankheit nicht möglich und es müssen synthetische Gefäße verwendet werden. Leider sind die Langzeitresultate mit synthetischen Gefäßen, vor allem bei Gefäßprothesen mit kleinen Durchmessern unter 6 mm, schlecht [3]. Aus diesem Grund werden diese Prothesen auch nicht als koronarer Herzkranzgefäßersatz verwendet. Seit mehr als 50 Jahren, seit de Bakey die ersten synthetischen Dacron-Prothesen entwickelte, und trotz der Einführung von PTFE (Polytetrafluoroethylen)-Prothesen vor 30 Jahren gibt es allerdings bisher keine besseren künstlichen Alternativen. Wegen des besonderen Bedarfs werden weltweit sehr viele Projekte für die Erforschung und Entwicklung von künstlichen Gefäßersatzlösungen unterstützt [4, 5].

In den letzten 2 Jahrzehnten wurde auf dem Konzept der regenerativen Medizin das sog. „tissue engineering“ eingeführt. Langer und Vacanti sind hier als Pioniere zu nennen; ihr spektakuläres Experiment des künstlichen Ohres auf dem Rücken einer Maus leitete eine intensive Forschung auf diesem Gebiet in der akademischen Welt ein [6]. Bis heute sind leider noch keine kommerziellen Produkte dieser Art erhältlich. Die heute verfolgten Strategien bauen neben den künstlichen Prothesen auf die zusätzliche Verwendung von körpereigenen Zellen oder Stammzellen auf, um die Regeneration von natürlichem Gewebe auf diesen künstlichen Matrizen zu ermöglichen oder zu unterstützen.

Etliche Grundvoraussetzungen wie die chirurgische Handhabbarkeit, die Biokompatibilität, die mechanischen Eigenschaften, die „compliance“ und die Resistenz gegen Thrombosen und Infektionen, um nur einige wenige zu nennen, müssen bei der Herstellung von Tissue-Engineered-Gefäßprothesen berücksichtigt werden. Andere praktische Gesichtspunkte wie das Herstellungsverfahren, die Verfügbarkeit und Lagerfähigkeit der Gefäßprothesen und Bereithaltung für einen akuten nicht langfristig planbaren chirurgischen Eingriff kommen hinzu.

Das In-situ-Verfahren ist Tissue Engineering in vivo

Die nötigen Schritte, um solche regenerativen Gefäße herzustellen, sind aus derzeitiger Sicht folgende:
  • eine dreidimensionale Matrize, die aus stabilen oder abbaubaren, synthetischen oder natürlichen Polymeren aufgebaut ist;

  • Pharmaka oder Wachstumsfaktoren, welche lokal ausgeschüttet werden; Einbau und Freisetzung von pharmazeutisch aktiven Verbindungen in künstlichen Gefäßprothesen haben den Vorteil, dass sie lokal und sehr gezielt wirken können und eine systemische Anwendung mit möglichen Nebenwirkungen vermeiden können;

  • geeignete Zellen, welche
    1. a)

      entweder vor der Implantierung in der Matrize angesiedelt werden (in-vitro-zellulärer Bioreaktorprozess) oder

       
    2. b)

      körpereigene Zellen, die nach der Implantierung in situ, eventuell durch zusätzliche unterstützende Substanzen (Wachstumsfaktoren), in die Gefäßprothese einwandern (in-vivo-zellfreier Prozess).

       

Vorteile des In-situ-Verfahrens, das einem „In-vivo-Prozess des Tissue Engineerings“ gleichkommt, sind die Einfachheit der Methoden und die Verfügbarkeit der Prothesen in Notfallsituationen. Ziel ist, dass diese künstlichen Matrizen im Laufe der Zeit im Körper abgebaut und gleichzeitig durch geeignete Zellen und eine extrazelluläre Matrize ersetzt werden und sich so ein funktionelles Neogefäß bildet.

Im Folgenden soll zunächst auf die Wahl der zur Verfügung stehenden Prothesematerialien, bezüglich stabilen und bioabbaubaren Polymeren, und dann auf die „einfache“ Herstellung von dreidimensionalen Gefäßprothesen mit kleinen Durchmessern (<6mm) durch Elektrospinnen eingegangen werden. Die so hergestellten Prothesen sind den klassischen Dacron- und ePTFE-Prothesen sehr ähnlich und können als eine Weiterentwicklung auf dem Weg zum realen Tissue Engineering betrachtet werden. In einem weiteren Abschnitt werden dann Arbeiten, in denen lebende Zellen direkt mit in den Herstellungsprozess einbezogen sind, vorgestellt und diskutiert.

Biostabile und bioabbaubare 3-dimensionale Prothesematrizen

Grundlegende Voraussetzung für die Implantierung einer Gefäßprothese muss natürlich sein, dass die Prothese sofort ihren medizinischen Zweck erfüllt und die Funktion des ersetzten Teils der Arterie übernimmt und dabei keine Nebenwirkungen auftreten, weder kurz- noch langfristig [7].

Als medizinische Nachteile von Langzeitimplantaten und im Speziellen von permanenten, also nicht bioabbaubaren, synthetischen Gefäßprothesen sind z. B. Thrombose- und Infektionskomplikationen, neointimale Hyperplasie oder ektopische Kalzifizierung zu nennen [8].

Eine Idealvorstellung sind bioabbaubare Prothesen, die ein In-vivo-Tissue-Engineering ermöglichen. Nach der Implantierung und vorübergehender künstlicher Funktionsübernahme bauen sie sich mit der Zeit ab; die Abbauprodukte werden problemlos vom Körper eliminiert, während gleichzeitig natürliches Gewebe mit seiner vollständigen Funktion wiederhergestellt wird und so am Ende keine Fremdprodukte im Körper zurückbleiben. Insbesondere bei wachsenden Kindern könnten so Folgeoperationen und Anpassungen von permanenten Gefäßprothesen vermieden werden.

Die Herausforderung bei solchen bioabbaubaren Prothesen besteht darin, dass diese Produkte mehr oder weniger gleiche mechanische Eigenschaften wie das zu ersetzende funktionale Gewebe haben, [9] aus biokompatiblen Materialien bestehen, die sich mit dem umgebenden Körpergewebe ideal vertragen, eine möglichste poröse Struktur besitzen, damit sich neue Zellen ansiedeln und vermehren können und eine Versorgung mit Sauerstoff und allen anderen nötigen Nähr- und Botenstoffen gewährleistet ist [10], und zugleich der Materialabbau in einer konzentrierten Aktion mit dem Neugewebeaufbau abläuft.

Als mögliche Materialien kommen dafür verschiedenste natürliche Materialien (z. B. Kollagen, Hyaluronsäure, Natriumalginat, Fibrinogen) oder synthetische Materialien (z. B. Polymilchsäure, Polymilchsäure-Glycolsäure-Copolymere, Polycaprolacton, Polycarbonate, Polydioxanone) in Betracht. Zur Verbesserung der Biokompatibilität der zumeist hydrophoben synthetischen Polymere, insbesondere zur Verbesserung der Material-Zell-Interaktivität, können und werden synthetische Materialien auch als Hybride mit natürlichen Polymeren wie Gelatine, Kollagen und Elastin untersucht [11]. Noch befinden sich diese Untersuchungen aber im Anfangsstadium und werden zurzeit hauptsächlich in In-vitro- und Tiermodellen untersucht. Die Auswahl des letztendlich verwendeten Materials hängt im Allgemeinen auch von der Abwägung verschiedenster praktischer Vor- und Nachteilen ab. Denn neben den Kriterien der Biokompatibilität müssen für ein solches „Massenprodukt“ auch Punkte wie ihre Lagerfähigkeit oder schon für die Herstellung Verfügbarkeit und Herkunftsquelle der Grundmaterialien in Hinsicht auf immunologische Kompatibilität, insbesondere bei Materialien von tierischen Quellen, sowie Verarbeitbarkeit und Sterilisierung des Produktes und nicht zuletzt auch die der Kosten berücksichtigt werden. Hierbei liegt sicher ein Vorteil bei synthetischen Materialien, insbesondere bei Polymeren, die billig und in großen Mengen hergestellt werden können. Verwendetes Material und Herstellungsmethode müssen zusammenpassend Gefäßprothesen mit den oben geforderten Voraussetzungen reproduzierbar herzustellen vermögen.

Synthetische Gefäßprothesen durch Elektrospinnen

Zur Herstellung von 3-dimensionalen Polymerkonstruktionen für künstliche Gewebeprothesen [12] und im Speziellen für die Form von Röhrchen eignen sich verschiedene Methoden, wie z. B. am einfachsten die klassische Polymerextrusion. Fortschreitende Technik und Miniaturisierung ermöglichen es heute sogar schnell und präzise 3-dimensionale Strukturen am Computer zu generieren und mit modernsten Druckmethoden in Realität zu produzieren („rapid prototyping“ [13], „3D-printing“ [14]). Aber nicht nur die richtige und optimale 3-Dimensionalität und mechanischen Eigenschaften, z. B. in Form und Größe und Funktion einer Ader, müssen stimmen, sondern auch die Oberflächenstruktur und Porosität spielen eine sehr entscheidende Rolle für den Erfolg eines bioabbaubaren künstlichen Blutgefäßes [14, 15]. Forschungsergebnisse zeigen mehr und mehr, welche wichtige Rolle der Mikro- und Nanometergrößenbereich in den Oberflächenstrukturen neben den chemischen Eigenschaften der Materialien bei der Interaktion der verschiedensten Zellen mit den künstlichen Materialien spielt [16].

Oberflächenstrukturen im Mikro- und Nanometerbereich sind entscheidend

Eine alte (1934 von A. Formhals patentiert), aber mehr und mehr wiederentdeckte und auch von uns eingesetzte Methode ist das Elektrospinnen von Polymerlösungen [17, 18]. Elektrogesponnene Matrizen, oder wie hier im Speziellen Gefäßprothesen, lassen sich mit dieser Methode mit einem einfachen Apparateaufbau und nichttoxischen Materialien herstellen und basieren auf nichtgewobenem Gewebe von mikro- und/oder nanometergroßen Polymerfasern mit mehr oder weniger porösen Strukturen [19]. Entscheidender Vorteil ist, dass letztere Parameter in diesem Prozess kontrolliert werden können. Gute Übersichten über Methoden des Elektrospinnens und den vielversprechenden Anwendungen wurden von Greiner und Wendorff [20] oder auch Ramakrishna et al. [21] publiziert.

Beim Elektrospinnen werden in einem elektrischen Spannungsfeld (10–30 kV) zwischen 2 geladenen Polen Fasern produziert. Die Pole sind, wie in Abb. 1 in unserem eigenen Herstellungsprozess dargestellt, zum einen eine gewöhnliche Injektionsnadel auf einer Plastikspritze und zum anderen ein rotierender und translatierender runder Metallkollektorstab. Die Polymerlösung wird durch eine Spritzenpumpe dosiert in das elektrische Feld gespritzt, wobei sich in Abhängigkeit von verschiedenen Parametern wie elektrische Spannung, Polymer, Lösungsmittel, Konzentration und Pumpgeschwindigkeit mikro- oder nanometergroße Fasern bilden und das Lösungsmittel verdampft. Die Fasern werden auf dem Kollektorstab aufgefangen und formen die gewünschten Gefäßprothesen (Abb. 2), wobei der Durchmesser des Kollektorstabes entsprechend den Innendurchmesser der herzustellenden Prothese vorgibt. In Abhängigkeit der Rotations- und Translationsbewegung des Kollektorstabes lassen sich Prothesen mit un- oder ausgerichteten Fasern und verschiedenen Porositäten herstellen. Die Wandstärke der Röhrchen hängt einfach von der Menge des Polymers und der Dauer des Herstellungsprozesses ab.

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Abb. 1

Schematische Darstellung des „Electro-spinning-Verfahrens“: Erzeugung von Fasern aus einer Polymerlösung im elektrischen Feld. Ausschnittsvergrößerung: „taylor cone“

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Abb. 2

Elektrogesponnene Gefäßprothesen mit unterschiedlichen Durchmessern von 2 und 4 mm

Eigene Forschungsergebnisse

Die Auswahl von Methode und Materialien für die von uns untersuchten Gefäßprothesen basierte auf folgenden Überlegungen und Berücksichtigungen: Untersuchungen von elektrogesponnenen Gefäßprothesen basierend auf Polymilchsäure und seinen Polymilchsäure-Glycolsäure-Derivaten oder Polydioxanon, also Materialien, die schon erfolgreich in anderen medizinischen Bereichen Anwendungen gefunden haben, z. B. als chirurgisches Nahtmaterial [22], haben gezeigt, dass die Gefäßprothesestabilität und Materialabbaurate nicht miteinander konform waren und zu schnell zu mechanischen Inkompatibilitäten, insbesondere zu Aneurysmen, führten [23]. Als einfachste zugängliche und kostengünstige Alternative wurde daher von uns Polycaprolacton (PCL) als Prothesematerial gewählt, insbesondere wegen seines bekannten erheblich langsameren Abbaus in vivo [24].

Durch ein faktorielles Design des Elektrospinnprozesses konnte eine aus mikro- und/oder nanometergroßen Polycaprolacton-Fasern bestehende Gefäßprothese entwickelt werden, die entsprechende mechanische Eigenschaften nach Sterilisierung durch γ-Strahlung besitzt (Abb. 3) [18]. Letzter Punkt ist wichtig, weil die Methode der Sterilisierung physikalisch-chemische und mechanische Charakteristika der Prothese stark beeinflusst, z. B. durch teilweise Degradierung oder Vernetzung der Polymerketten.

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Abb. 3

Faktorielles Design von Polycaprolacton (PCL)-Prothesen bezüglich ihrer mechanischer Eigenschaften (z. T. aus [18], mit freundl. Genehmigung von Wiley-Blackwell). w/v weight/volume

Unsere Pilotstudien in Ratten mit den so optimierten Gefäßprothesen mit einem Innendurchmesser von 2 mm zeigten eine gute Biokompatibilität und Funktionalität über einen Zeitraum von 6 Monaten [25]. Generell ließen sich die neuen Gefäßprothesen leicht implantieren und fixieren, alle Versuchstiere überlebten den Eingriff über den gesamten Versuchszeitraum und zeigten ein normales aktives Verhalten (Abb. 4a). Alle Prothesen waren angiographisch durchgängig und frei von Aneurysmen (Abb. 4b).

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Abb. 4

Implantierung und Angiographie: a Operationssitus nach prothetischem Polycaprolacton (PCL)-Bauchaortenersatz bei der Ratte. b Kontrastangiographie einer durchgängigen PCL-Prothese nach 6 Monaten

Die rasterelektronenmikroskopischen Untersuchungen der luminalen Oberfläche zeigten eine volle Endothelialisierung (Abb. 5a).

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Abb. 5

Morphologische Befunde: a Rasterelektronenmikroskopische Darstellung der Innenoberfläche einer Polycaprolacton (PCL)-Prothese nach 6-monatiger Implantation mit vollständiger Endothelialisierung. b Histologischer Querschnitt der PCL-Prothese mit homogenem Zellbesiedlung der Wand, mit vollständiger Endothelialisierung und geringer intimaler Hyperplasie (luminal) und Fremdkörperreaktion (adventitiell)

Histologische Untersuchungen zeigten nach 3 bis 6 Wochen ein homogenes Zelleinwachstum in die Prothesenwand mit Makrophagen und Myofibroblasten, welche eine autologe Extrazellularmatrix mit Kollagen und wenig Elastin bilden. Spezielle CD31-Färbungen zeigen eine totale Endothelialisierung der luminalen Oberfläche und gute Angiogenese der Prothesenwand. Eine geringe Fremdkörperreaktion ist adventitiell zu sehen (Abb. 5b).

Darüber hinaus wurde für alle Implantate eine im Vergleich zu den Kontrollexperimenten mit ePTFE-Prothesen schnellere und vollständigere Endothelialisierung beobachtet, was zu besseren Blutdurchflusseigenschaften bei Prothesen mit solch kleinen Innendurchmessern führen sollte. Weitere Untersuchungen in Ratten über längere Zeiträume bis zu 18 Monaten mit diesen kleinkalibrigen bioabbaubaren Prothesen bestätigen diese guten Ergebnisse und demonstrieren ein im Allgemeinen besseres Ergebnis im Vergleich zu den biostabilen ePTFE-Kontroll-Prothesen bezüglich ihrer Endothelialisierung und Thromboseresistenz. Zudem zeigen sie eine geringfügigere intimale Hyperplasie und eine geringere Kalzifizierung. Dies muss aber noch in den laufenden Langzeitversuchen am Göttinger Miniaturschwein bestätigt werden [26].

Elektrogesponnene Gefäßprothesen können mit Medikamenten beladen werden

An einigen Explantaten aus dieser Versuchsreihe konnte wie zuvor erwähnt eine geringfügige intimale Hyperplasie festgestellt werden, die sich über längere Implantationszeiten verstärkt negativ auswirken könnte. Ein Versuch diesem entgegenzuwirken basiert auf der lokalen Freisetzung von aktiven Substanzen wie Paclitaxel, welches das ungewollte Zellwachstum unterdrücken kann, ähnlich zu medikamentbeschichteten Stents („drug eluting stents“) [27]. Wir konnten zeigen, dass der Einbau von aktiven pharmazeutischen Substanzen in unserem Elektrospinnverfahren, wie z. B. Paclitaxel, möglich ist, ohne grundlegende Charakteristika wie die mechanischen Eigenschaften der getesteten Prothese zu verändern [28]. Wiederum durch ein faktorielles Design konnte eine Paclitaxel beladene Prothese mit den besten Eigenschaftskombinationen gefunden werden. In-vitro-Freisetzungsversuche demonstrierten eine konstante Paclitaxel-Abgabe aus den mikro- und nanometergroßen Fasern über einen Zeitraum von 30 Tagen. Die Ergebnisse in unserer Rattenstudie zeigten in der Tat, dass die auftretende intimale Hyperplasie durch die lokale Freisetzung des Medikaments erfolgreich und effizient unterdrückt werden kann. Die 6-Monats-Studie zeigte aber auch, dass das lokal freigesetzte Paclitaxel die Endothelialisierung und Zellinvasion und -wachstum in der Prothese etwas verzögerte, aber danach ähnlich wie in der ersten Studie eine vollständige Endothelzellschicht auf der Innenoberfläche erhalten wurde [28].

Zur Optimierung solcher Paclitaxel-geladenener Gefäßprothesen stehen Langzeitexperimente und insbesondere eine ideale Dosierung des Medikaments zwar noch aus, dennoch belegte diese erste Studie die Möglichkeit der Anwendung von elektrogesponnenen medikamentbeladenen Gefäßprothesen („drug eluting vascular prosthesis“) auch in Bezug auf die Möglichkeit der Verwendung von anderen aktiven Substanzen, wie z. B. entzündungshemmenden Wirkstoffen, oder Substanzen, die gezielt das Zell- und Gewebewachstum in den Prothesen fördern können.

Unter der Berücksichtigung der Entwicklung einer Gefäßprothese als ein günstiges „Off-the-shelf-Massenprodukt“ wäre es wünschenswert, einen möglichst unkomplizierten und direkten Herstellungsprozess mit möglichst keinen oder nur wenigen weiteren Arbeitsschritten für das Endprodukt zu realisieren. Daher konzentrieren sich unsere derzeitigen Arbeiten mehr auf die vielfältigen Material- und Strukturverbesserungsmöglichkeiten, die der Elektrospinnprozess hergibt und weniger auf die Inkorporierung von weiteren aktiven Substanzen oder gar Zellen, wie es in vielen anderen Tissue-Engineering-Ansätzen verfolgt wird. Einige solcher Beispiele anderer Arbeitsgruppen werde als Überblick über die derzeitige Situation bezüglich künstlicher Gefäßprothesen im nächsten Kapitel kurz vorgestellt.

Weitere Ansätze für die Gefäßprothesenherstellung

Ein generell bestehendes Problem bei der Verwendung der üblichen Poylester wie Polymilchsäure oder Polycaprolacton ist sicherlich die hydrophobe Natur dieser Materialien, die eine noch bessere Biokompatibilität und bessere Interaktion mit Zellen verhindert. Neuere Arbeiten anderer Autoren versuchen daher, solche Polyester in Verbindung mit hydrophilen Polymeren zu kombinieren, wie z. B. mit den oben angesprochenen natürlichen Polymeren [11], oder Polycaprolacton chemisch zu funktionalisieren [29].

Ein neueres Matrizenkonzept, ursprünglich von A. Haverich eingeführt, ist die Verwendung von dezellularisierten Organteilen, bei welchen die Gefäßstruktur erhalten bleibt und vor der Implantierung mit den geeigneten Zellen wieder besiedelt wird – eine zukunftsträchtige Methode, insbesondere wegen der erhaltenen Blutzufuhr [30]. Eine Weiterentwicklung dieses Konzepts für den Gefäßersatz ist der Gebrauch von tierischen dezellularisierten Halsschlagadern, welche vollständig von Zellen und Proteinen befreit werden, um eine Abstoßreaktion zu vermeiden. Somit ergibt sich eine natürliche Matrize, die entweder direkt oder nach Zellbesiedlung im Bioreaktor implantiert werden kann [31].

Einbezug lebender Zellen

Eine weitere Entwicklung von Gefäßprothesen und anderen Matrizen für das Tissue Engineering beruht auf dem direkten Einsatz und Einbau lebender Zellen (Bioreaktorprozess). Hierzu werden verschiedene Zellbesiedlungs-/Matrizenstrategien verfolgt.

Vorteil des In-vitro-Bioreaktorprozesses ist die Möglichkeit, verschiedene patienteneigene oder fremde kultivierte Stamm-, Progenitur- oder differenzierte Zellen zu benutzen, welche im besten Fall eine Besiedlung der Matrize mit geeigneten, lebenden, extrazellulärmatrixbildenden Zellen sowie eine gute luminale Endothelialisierung bei der Gefäßersatzoperation ergibt. Der Hauptnachteil besteht in der langen Herstellungszeit und den hohen Kosten bei der Reifung der Zellen in der Matrize [6]. Die ersten Versuche zur Oberflächenbesiedlung von künstlichen Gefäßprothesen wurden in Ann Arbor (USA) und in Wien (Österreich) entwickelt und klinisch begrenzt eingesetzt [32]. Neuere zellbasierte Tissue-Engineering-Verfahren besiedeln meist eine abbaubare künstliche oder natürliche Matrize mit verschiedenen geeigneten Zellen, um den natürlichen Arterienaufbau nachzuahmen. Es hat sich gezeigt, dass Zellwachstum, Ansiedlung und Differenzierung in einem dynamischen Bioreaktor wesentlich bessere Resultate ergibt und dass die Zellen während des Reifungsprozesses eine extrazelluläre Matrix aus Kollagen und Elastin bilden [33]. Solche in vitro hergestellten „Neogefäße“ zeigen nach 6 bis 12 Wochen meistens eine genügende Festigkeit, um als Gefäßersatz eingesetzt werden zu können [34]. Shinoka hat bei über 50 Patienten diese Methode im großlumigen Pulmonalisniederdruckkreislauf mit gutem Langzeitergebnis angewandt [35].

McAllister und L’Heureux haben einen Prozess basierend auf dem schichtweisen Aufbau von Myofibroblasten und Endothelzellschichten appliziert („layer by layer“) und die so erhaltene Gefäßprothese nach 6-monatiger Bioreaktorreifung in wenigen Patienten als AV-Fistel oder arteriellen Ersatz erfolgreich eingesetzt [36]. Das Verfahren von Zellansiedlung um einen Dorn, welcher im Bauchraum implantiert ist, wird ebenfalls erprobt [37]. Futuristische Tissue-Engineering-Prozesse wie „cell assembly, layer by layer“ order „bio-printing“ werden in der Zukunft ihre Wertigkeit für den Gefäßersatz zeigen müssen [38].

Fazit für die Praxis

  • Die Folgen der Veralterung der Gesellschaft, die Zunahme kardiovaskulärer Erkrankungen und die schlechten Resultate der kleinkalibrigen künstlichen Gefäßprothesen bedürfen neuer Lösungen. Das Tissue Engineering von Gefäßprothesen, sei es basierend auf künstlichen oder natürlichen Matrizen mit und ohne Zellbesiedlung, stellt einen guten Ansatz dar.

  • Wir konnten in unseren Studien zeigen, dass das In-vivo-Konzept für eine Gefäßneubildung mittels einer zellfreien und abbaubaren synthetischen polymeren Gefäßprothese möglich ist. Viele Fragen stehen noch aus und benötigen zur Klärung weitere Experimente, insbesondere bezüglich der Veränderung der mechanischen Eigenschaften nach Implantierung und der Funktion einer solchen Neoarterie nach komplettem Abbau der Prothese. Unserer Ansicht nach ist dieses In-vivo-Konzept umsetzbar, kosten- und herstellungsgünstig und kann vor allem im Notfall und bei Eingriffen bei Erwachsenen und Kindern eingesetzt werden und somit eine wesentlich breitere Anwendung finden als zellbasierte „anzufertigende“ Prothesen aus Bioreaktorverfahren.

  • Mit neuen Erkenntnissen auf dem Gebiet der Stammzellforschung und Fortschritten in der Entwicklung von Verfahren, die simultan zellbesiedelte 3-D-Matrizen herstellen können („rapid prototyping“/„cell assembly“/„bioprinting“), kann langfristig mit besseren klinisch direkt einsetzbaren Gefäßprothesen gerechnet werden.

Interessenkonflikt

Der korrespondierende Autor gibt an, dass kein Interessenkonflikt besteht.

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