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Alloplastische Materialien und Stents in der Gefäßmedizin

  • Nabil Chakfé
  • Eike Sebastian DebusEmail author
Living reference work entry
Part of the Springer Reference Medizin book series (SRM)

Zusammenfassung

Die Anwendung von synthetischen Materialien in der Gefäßchirurgie reicht bis in die späten 1940er-Jahre zurück. Polyethylenterephthalat (PET) ist eines der ältesten Materialien, wurde erfolgreich als eine prothetische Gefäßprothese angewendet und wurde in den 1970er Jahren durch die Einführung von expandiertem Polytetrafluorethylen (ePTFE) abgelöst. Seit der Veröffentlichung von dessen Anwendung beim Menschen durch Crawford und DeBakey 1958 (Crawford et al. 1958) wurden synthetische Prothesen in der Gefäßchirurgie ubiquitär angewendet. Das Stenting von Arterien gewann in den 1980er Jahren und 1990er Jahren an Popularität, und die Entwicklung von endovaskulären Behandlungen von okklusiven und aneurysmatischen Gefäßerkrankungen bedeutete eine enorme Veränderung auf diesem Gebiet. In den letzten 20 Jahren gab es beträchtliche Fortschritte auf dem Gebiet vaskulärer Grafts, einschließlich der Entwicklung von aortalen und peripheren Endografts, welche die Technologien von Grafts und Stents kombinieren. Neben den großen Vorteilen der bei vaskulären Prothesen angewendeten Materialien ist andererseits das Versagen dieser Materialien nicht selten, und ein beträchtlicher Forschungsanteil fokussiert sich auf die Untersuchungen der Versagensmechanismen verschiedener vaskulärer prothetischer Materialien. Während der autologe Venengraft der Goldstandard für den Gefäßersatz bleibt, sind synthetische und non-autogene biologische Grafts ein essenzieller Teil des Armamentariums des modernen Gefäßchirurgen. In diesem Kapitel werden sowohl die in der vaskulären als auch in der endovaskulären Chirurgie angewendeten Materialien, einschließlich Grafts, Stents und Stentgrafts, mit dem Fokus auf ihre Herstellung, Struktur und häufige Versagensmechanismen dargestellt.

1 Einleitung

Die Anwendung von synthetischen Materialien in der Gefäßchirurgie reicht bis in die späten 1940er-Jahre zurück. Polyethylenterephthalat (PET) ist eines der ältesten Materialien, wurde erfolgreich als prothetische Gefäßprothese angewendet und wurde in den 1970er- Jahren durch die Einführung von expandiertem Polytetrafluorethylen (ePTFE) abgelöst. Seit der Veröffentlichung von dessen Anwendung beim Menschen durch Crawford und DeBakey 1958 (Crawford et al. 1958) wurden synthetische Prothesen in der Gefäßchirurgie ubiquitär angewendet. Das Stenting von Arterien gewann in den 1980er Jahren und 1990er Jahren an Popularität, und die Entwicklung von endovaskulären Behandlungen von okklusiven und aneurysmatischen Gefäßerkrankungen bedeutete eine enorme Veränderung auf diesem Gebiet. In den letzten 20 Jahren gab es beträchtliche Fortschritte auf dem Gebiet vaskulärer Grafts, einschließlich der Entwicklung von aortalen und peripheren Endografts, welche die Technologien von Grafts und Stents kombinieren. Neben den großen Vorteilen der bei vaskulären Prothesen angewendeten Materialien ist andererseits das Versagen dieser Materialien nicht selten und ein beträchtlicher Forschungsanteil konzentriert sich auf die Bestimmung der Versagensmechanismen verschiedener vaskulärer prothetischer Materialien, um deren Design zu verbessern. Während der autologe Venengraft der Goldstandard für den Gefäßersatz bleibt, sind synthetische und non-autogene biologische Grafts ein essenzieller Teil des Armamentariums des modernen Gefäßchirurgen. In diesem Kapitel werden sowohl die in der vaskulären als auch in der endovaskulären Chirurgie angewendeten Materialien einschließlich Grafts, Stents und Stentgrafts, mit dem Fokus auf ihre Herstellung, Struktur und häufige Versagensmechanismen untersucht.

2 Vasukläre Grafts

2.1 Polyethylenterephthalat (PET)

Die beiden synthetischen Materialien, die häufig als vaskuläre Grafts angewendet werden, sind PET und ePTFE. Sie sind am nützlichsten für Arterien großen und mittleren Kalibers, während autogene Grafts eher für die Rekonstruktion von Gefäßen kleinen Kalibers geeignet sind. PET ist ein thermoplastisches Polymer, das durch gewebte, geknotete oder geflochtene Strukturen charakterisiert ist. In dem Herstellungsprozess wird das Polymergarn durch die Kombination von PET Monofilamenten hergestellt, die dann durch thermische Behandlung texturiert und geheftet werden können. Die haltbarste und stärkste PET-Struktur ist die gewebte Struktur (Abb. 1). In dieser Struktur werden die Kett- und Schussfäden perpendikulär zueinander gewoben, und es entsteht ein sehr widerstandsfähiges Fabrikat mit variabler Porosität, in Abhängigkeit von der Dichte des Gewebes. Lockereres, geschmeidigeres Gewebe besitzt eine höhere Porosität und bedarf einer für Blut undurchlässigen Ummantelung.
Abb. 1

a, b Kett- und Schussfaden in einer gewobenen Textilstruktur

Geknotetes PET kann entweder ketten- oder schussgewebt sein (Abb. 2, 3 und 4). Ersteres wurde, da es eine relativ lockere Struktur mit Tendenz zur Ausfransung und Dilatation besitzt, in der vaskulären Prothetik größtenteils abgeschafft. Kettenwirkerei resultiert in vertikalen Säulen von Schleifen, die vernetzt sind, um eine stabile und konforme Struktur zu bilden, die nicht ausfranst und eine hohe Resistenz gegenüber Rissbildung aufweist. Die Grafts sind oftmals mit Kollagen oder Gelatine imprägniert, um die Porosität zu verringern und die Prä-Koagulation unnötig zu machen.
Abb. 2

Kettengewirkte Struktur (Jersey)

Abb. 3

Schussgewirkte Struktur

Abb. 4

Tubulärer PET-Graft

Neben der Popularität von PET wurde auch das Versagen dieser Grafts in verschiedenen Szenarien dokumentiert. Bei infrainguinalen Bypässen hat sich die primäre Offenheitsrate im mittel- und langzeitigen Follow-up als besser erwiesen, verglichen mit denjenigen aus ePTFE, jedoch weit schlechter als autogene Venen (Rychlik et al. 2014; Klinkert et al. 2004). Im Gegensatz dazu liegen die Offenheitsraten bei Rekonstruktionen großer Gefäße wie dem aortoiliakalen Gefäßersatz über 90 % nach 3 Jahren und über 70 % nach 8 Jahren, genau wie bei ePTFE (Polterauer et al. 1992; Prager et al. 2003). Während Versagen durch Thrombosen oder Infektionen die häufigsten Ursachen sind, wurde auch von Versagen des Textilmaterials berichtet. Trippestad (1985) berichtete über 4 von 300 Patienten, bei denen man longitudinale Einrisse in den Grafts fand, während die Ausdünnung und der Bruch von Garnfilamenten mit Löchern und Graftdilatationen in einer Studie von Berger und Sauvage (1981) in 3 % der Grafts entdeckt wurden (Trippestad 1985; Berger und Sauvage 1981). Van Damme et al. (2005) berichten von 6 nicht anastomotischen falschen Aneurysmen in dem Mittelteil von PET-Grafts nach 12-jähriger Implantation. Sie entdeckten in manchen Fällen sehr ausgeprägte Zellreaktionen auf fragmentierten PET-Fasern und stellten die Hypothese auf, dass der pulsierende Blutfluss und Druck über die Zeit in einer Erschöpfung des Materials und Bruch der Fasern resultiert (Van Damme et al. 2005). Als Teil unseres multinationalen kollaborativen Forschungsprogramms haben wir von 20 Fällen mit kettengewirkten PET-Prothesen berichtet, welche explantiert wurden. Wir fanden longitudinale Rupturen nach einer durchschnittlichen Implantationszeit von 16 Jahren. In dieser Studie fanden wir eine Degradation der Filamente entlang der Neuvernetzungen und der Markierungstreifen des Grafts (Chakfe et al. 2001). Dieser besteht aus Karbonpartikeln, die in das Garn des Grafts integriert sind, um bei der Implantation eine Rotation des Grafts zu vermeiden, während die Neuvernetzungslinie durch die Verbindungen von zwei geknoteten Bändern in die tubuläre Struktur des Grafts entsteht.

2.2 Expandiertes Polytetrafluoroethylen (ePTFE)

ePTFE ist ein weit verbreitetes Graftmaterial, das erfolgreich in einer Vielfalt von Gefäßdiametern, einschließlich tibialer, femoraler und aortoiliakaler Position, angewandt wird (Abb. 5). Es wurde 1970 patentiert und kurz darauf in den Markt gebracht. Es wird aus PTFE-Puder hergestellt, mit einem Gleitmittel kombiniert und unter hohem Druck komprimiert. PTFE-Röhren werden dann durch eine Druckgussform extrudiert und longitudinal gezogen, um eine mikroporöse Struktur herzustellen (Abb. 6). Eine Sinterung oder eine Behandlung durch Hitze und Druck stärken daraufhin das Material (Lejay et al. 2013). Als letzter Schritt der Herstellung wird seit einigen Jahren die Bindung von Heparin an die Innenfläche vorgenommen. Die Heparinverbindung bewirkt eine signifikante Verbesserung der Offenheitsrate von ePTFE-Grafts für Bypassoperationen der unteren Extremitäten. Bei der Anwendung in der Dialysetherapie haben Studien eine verbesserte frühe Offenheitsrate, jedoch keine signifikante Verbesserung in der mittel- oder langfristigen Offenheitsrate demonstrieren können (Shemesh et al. 2015; Allemang et al. 2014).
Abb. 5

Tubulärer PTFE Graft

Abb. 6

a, b ePTFE Struktur (SEM x 250). a externe Oberfläche, b luminale Oberfläche

Bei klinischer Anwendung zeigte sich Heparin-gebundenes ePTFE als eine adäquate Alternative zu autologen Venen. Für kniegelenksüberschreitende Bypässe (popliteal und tibial) hatte Heparin-gebundenes ePTFE eine Offenheitsrate von 75–92 % nach 1 Jahr, verglichen mit 86–91 % der Vene nach 3 Jahren und zwischen 56 und 61 % nach 4 Jahren (Pulli et al. 2010; Neville et al. 2012; Dorigo et al. 2012; Daenens et al. 2009). Während das Versagen der ePTFE-Grafts meist einer Thrombose oder Infektion zugeschrieben werden kann, gibt es einige Fälle, in denen von Thrombosierung oder der Formierung von Pseudoaneurysmen ohne infektiöse Prozesse berichtet wird (Piazza et al. 1993; Shibutani et al. 2012). Diese Komplikationen sind häufiger das Resultat von Traumata auf den Graft, andere Autoren beschreiben Klemmverletzungen oder einen zu kurzen Graft, der zu einer erhöhten Spannung führt, als Ursachen für ein Graftversagen (Akiyama et al. 1996). Die langzeitige mechanische Haltbarkeit stellt eher kein weitverbreitetes Problem dar, Analysen der mechanischen Eigenschaften und Topografie der explantierten ePTFE-Grafts weisen jedoch Fusionen, Kompressionen und Rupturen fibröser Stränge des PTFE auf, die zusammen mit signifikanten Oberflächenveränderungen und einer signifikanten Minderung der Reißfestigkeit in explantierten Grafts mit längerer Implantationszeit häufiger werden (Doble et al. 2008; Geiger 1991).

2.3 Endovaskuläre Stents

Der erste vaskuläre Stent wurde 1986 durch Puel bei einem Menschen eingesetzt (Puel et al. 1987). Die erste Generation von Stents bestand aus dehnbaren Netzen, die aus rostfreiem Stahl gefertigt wurden. Dies war die Grundlage für eine Revolution in der Behandlung kardiovaskulärer Erkrankungen. Seitdem ist das Stenting eine überaus populäre Methode bei der Behandlung vaskulärer Stenosen oder Okklusionen. Die meisten Stents werden aus metallischen Röhren, meist Nitinolröhren oder -platten angefertigt, welche für die gewünschten Spezifikationen mit Lasern zugeschnitten werden. Andere Herstellungsmethoden beinhalten Drahtbiegen und Knoten, bei denen der Stentdraht um eine Vorrichtung gewickelt wird, um den Stent zu formen. Danach werden sie erhitzt und poliert, um Unreinheiten oder Rückstände von der Oberfläche zu entfernen. Dieser Prozess hilft auch, das Korrosionspotenzial des Stents durch die Verringerung von Mikrorissen und Gruben zu minimieren (Pound 2006). Die Stents werden in Ballon-expandierende (Abb. 7) und selbstexpandierende Stents eingeteilt.
Abb. 7

Selbstexpandierender Nitinolstent

Die Herstellung von Ballon-expandierenden Stents unterscheidet sich von selbstexpandierenden Stents. Erstere werden in gequetschtem Zustand hergestellt und durch das Aufpumpen des Ballons auf die Größe des Gefäßes aufgedehnt, während letztere in dem Diameter des Gefäßes hergestellt werden, um dann auf die Größe des Implantationssystems verringert zu werden. Es ermöglicht dann die Reexpandierung, sobald die Zielstelle erreicht ist.

Nitinol besitzt verglichen mit rostfreiem Stahl oder Kobalt-Chrom eine relativ geringe Radialkraft und Steifigkeit und ist deshalb aufgrund seiner Flexibilität und Elastizität ideal für selbst-expandierende Stents geeignet (A comparison of balloon- and self-expanding stents 2002). Eine Vielzahl von Materialien werden für die Herstellung vaskulärer Stents verwendet, jedoch sind Nitinol, rostfreier Stahl und Kobalt-Chrom aufgrund ihrer idealen Materialeigenschaften die wichtigsten, die für aortale und periphere Eingriffe verwendet werden.

316L-Edelstahl ist das am häufigsten verwendete Metall vaskulärer Stents, jedoch findet es einen noch häufigeren Einsatz in koronaren Eingriffen als in peripheren vaskulären Interventionen. Vaskuläre Stents aus Edelstahl sind Ballon-expandierend. Vorteile dieses Materials sind die niedrigen Kosten, die relativ einfache Stentherstellung und die Resistenz gegenüber Korrosionen. Zusätzlich bietet es eine gute Balance zwischen Radialkraft und Längenausdehnung, wodurch es dem Recoil der Blutgefäße widerstehen kann (Hanawa 2009). Auf der anderen Seite ist es jedoch rigide und relativ bioinkompatibel und kann daher eine Thrombose oder neointimale Hyperplasie provozieren. Diese Eigenschaften können durch eine allergische Reaktion auf Metallionen von der Stentoberfläche hervorgerufen werden.

Köster et al. (2000) untersuchten Patienten mit koronaren Stents aus Edelstahl und entdeckten, dass Patienten mit positiven Hauttest-Reaktionen auf Nickel und Molybdän (i.e. von Edelstahl-Stents freigesetzte Ionen) eine höhere Rate von In-Stent-Restenosen aufwiesen (Köster et al. 2000). Zusätzlich haben die relativ geringe Radialkraft und geringe Strahlenundurchlässigkeit zur Entwicklung von stärkeren und sichtbareren Stents geführt, z. B. aus Kobalt-Chrom. Die Eigenschaften dieser Legierung erlauben die Herstellung eines dünnstrebigen Ballon-expandierenden Stents mit einem niedrigen Profil, hoher Radialkraft, Flexibilität und hoher Strahlenundurchlässigkeit (Kereiakes et al. 2003). Aus diesen Gründen ist die Kobalt-Chrom-Legierung heute eine der am meisten verwendeten Materialien bei der Herstellung peripherer Ballon-expandierender Stents.

Nitinol ist das Material der Wahl für Stents in der Arteria femoralis superficialis (SFA). Es handelt sich um eine nahezu äqui-atomare Nickel-Titan-Legierung mit signifikanter Formbeibehaltung und Superelastizität. Während seine physikalischen Eigenschaften die Herstellung des Stents relativ erschweren, verleihen sie ihm auch eine exzellente Eignung als selbst-expandierender Stent. Die Superelastizität von Nitinol bezieht sich auf seine Fähigkeit, elastischen Deformierungen von mehr als 10 % zu widerstehen, verglichen mit anderen Stahllegierungen, die sich generell um nicht mehr als 1 % deformieren. Die Superelastizität und Formbeibehaltung von Nitinol können der Phasentransformation (z. B. Veränderungen in der Kristallstruktur) zugeschrieben werden, die bei angewandtem Stress und Temperatur vorkommen. Bei einer Transformationstemperatur von typischerweise 30 °C durchläuft Nitinol eine martensitische Transformation zu einer einfacheren austenitischen Struktur, welche dem Material Elastizität und Resistenz zu permanenter Deformierung verleiht. Bei Zimmertemperatur (unter der Transformationstemperatur), vor dem Einsetzen, transformiert das Material zu einer martensitischen Struktur, die weniger elastisch ist und leicht ihre kleinere, kompensierte Form im Applikationssystem behält. Die Transformationstemperatur ist eine wichtige Variable bei der Bestimmung der Radialkraft eines Nitinolstents.

Ein größerer Unterschied zwischen Transformationstemperatur und der Umgebungstemperatur, in der der Stent eingesetzt wird, resultiert in höherer radialer Kraft. Da die Transformationstemperatur durch Hitzebehandlung modifiziert werden kann, können Nitinolstents an die Kraftanforderungen der verschiedenen klinischen Situationen angepasst werden (Lejay et al. 2012, 2013). Nitinolstents werden bevorzugt im femoropoplitealen System angewandt, aufgrund ihrer Elastizität gegenüber Deformierungen in dieser hochmobilen anatomischen Lage. Nitinolstents gewannen im femoropoplitealen System an Popularität, nachdem eine Vielzahl von Studien schlechtere Resultate der Ballon-expandierenden Stens aus Edelstahl zeigten (Becquemin et al. 2003; Cejna et al. 2001). In den letzten 10 Jahren stieg daher die Verwendung von Nitinolstents in der Gefäßversorgung der unteren Extremität, auch nachdem Studien eine verbesserte Offenheitsrate gegenüber alleiniger Angioplastie ergaben (Laird et al. 2012; Matsumura et al. 2013).

Trotz der Popularität des Stentings im kardiovaskulären System sind Komplikationen wie Stentfrakturen, Korrosionen und In-Stent-Restenosen häufig zu beobachten. Beispielsweise entdeckten Scheinert et al. (2005), dass nahezu 25 % der femoropoplitealen Nitinolstents eine Fraktur nach einem durchschnittlichen Follow-up von 10,7 Monaten aufwiesen, mit einem signifikanten Rückgang der primären Offenheitsrate nach 12 Monaten (Scheinert et al. 2005). Während die Materialeigenschaften des Stents wahrscheinlich eine signifikante Rolle bei der Stentfraktur spielen, ist die anatomische Lage ebenfalls wichtig. Frakturen von Nitinolstents sind im iliakalen System mit einer Rate von rund 5 % relativ selten (Higashiura et al. 2009). Erschöpfungstests, die an Nitinolstents durchgeführt wurden, haben ergeben, dass Belastungen durch pulsierende Bewegungen wahrscheinlich kein so wichtiger Faktor bei Stentfrakturen ist, wie muskulo-skeletale Deformierung (Pelton et al. 2008). Diese These wird durch Analysen von Stents mit Kobalt-Chrom-Legierung, die auf den Frakturmechanismus fokussieren, ebenfalls unterstützt (Marrey et al. 2006). Eine Übergröße des Stents kann auch zu einem erhöhten Risiko eines Knicks oder Bruches beitragen, wie in unserer Arbeit mit einem 3-D-gedruckten SFA-Modell der mechanischen Eigenschaften eines Nitnolstents sichtbar wurde (Girsowicz et al. 2015). Hinsichtlich der Korrosion zeigte sich, dass Nitinol eine relativ geringe Anfälligkeit verglichen mit Kobalt-Chrom und Edelstahl aufweist (Carroll und Kelly 2003; Paprottka et al. 2015). Die Resistenz gegenüber Korrosion ist höchst abhängig von der Verarbeitung und Struktur des Metalls, und es ist deshalb heute nicht möglich zu sagen, welches Metall das resistenteste ist (Thierry und Tabrizian 2003). Tatsächlich wird immer wieder von Stentfrakturen und Korrosionen jeglichen Stentmaterials und in jeglicher anatomischen Lage berichtet. Deshalb ist es offensichtlich, dass das ideale Stentmaterial noch nicht gefunden wurde.

2.4 Endovaskuläre Stentgrafts

Stentgrafts werden bei der Behandlung von Aortenerkrankungen seit 1991 angewandt (Parodi et al. 1991). Aortale Endografts bestehen generell aus einem Polyestergraft, bekannt als Polyethylenterephthalat (PET) oder aus expandiertem Polytetrafluoroethylen (ePTFE), das entweder extern oder intern durch einen Stent mit Nitinol-, Edelstahl- oder Kobalt-Chrom-Legierung unterstützt wird (Abb. 8).
Abb. 8

Aortaler PTFE, Nitinol verstärkter Stentgraft von Gore®

Um die Strahlenundurchlässigkeit an wichtigen Orientierungspunkten (proximale und distale Enden, kollaterale Gefäßabgänge) auf dem Graft zu erhöhen, werden Marker aus Platin, Platin-Iridium, Tantal oder Gold an den Graft angebracht. Aortale Endografts werden meist für die endovaskuläre Reparatur von abdominellen Aortenaneurysmen (EVAR) und die Reparatur von thorakalen endovaskulären Aneurysmen (TEVAR) verwendet. Hier ist es ihr Ziel, ein intraluminales Interponat zu bieten, um das erkrankte Segment der Aorta von dem Blutfluss auszuschließen. Verschiedene graftspezifische Faktoren beeinflussen die langfristige Haltbarkeit von EVAR und TEVAR. Versagen kann durch Migration, Diskonnektierung der Graftkomponenten oder exzessive Verengung des Graftlumens durch Gefäßtortuosität und Kinking (welches zu Stenosen oder Thrombosen führen kann) verursacht werden. Alternativ können Grafts ihrerseits Degradationen oder Stentfragmentierungen aufweisen. Diese können dann zu den oben genannten Komplikationen führen. Die Undurchlässigkeit und Haltbarkeit des Graftmaterials ist entscheidend für die Prävention von Wachstum und spontaner Ruptur des Aneurysmas.

Die exzessive Porosität des Grafts, die zu einem transprothetischen Blutfluss durch den Graft führen kann, wird Endoleak Typ IV genannt (White et al. 1998). Obwohl dies selten ist, war es der Anlass für das Redesign von Stentgrafts (W.L. Gore & Associates, Inc; Flagstaff, AZ) mit der Veröffentlichung eines ePTFE-Graftmaterials mit niedriger Permeabilität im Jahr 2004. Die Permeabilität des ursprünglichen ePTFE war an der Progression des Sacks nach EVAR von bis zu 36 % nach 5 Jahren ursächlich beteiligt (Haider et al. 2006; Fillinger und Excluder Bifurcated Endoprosthesis Clinical Investigators 2006). Die Haltbarkeit aortaler Stentgrafts wurde primär durch die Analyse explantierter Grafts und die Durchführung von ex-vivo-Stresstests bestimmt. Explantierte Endografts erlauben die Charakterisierung der Degradation mithilfe einer speziellen Vorrichtung in einem in-vivo-Setting. Es ist jedoch wichtig zu berücksichtigen, dass eine Selektionsverzerrung vorliegt, da die meisten Grafts durch Versagen und nicht während einer Autopsie eines Toten mit unabhängiger Todesursache explantiert werden.

In einer vorangegangenen Arbeit über explantierte StentorTM-Grafts (MinTec, Bahamas) wurde entdeckt, dass die Degradation der Grafts meist in Form von ruptierten Stentligaturen des mittleren Körperrings und einer signifikanten Lockerung der Webform des Gewebes auftrat. Diese Degradation entsteht wahrscheinlich durch die pulsierende Blutzirkulation und Bewegung der Aorta, die zu Mikrobewegungen der Stentdrähte führen (Riepe et al. 1999). Außerdem wurden Korrosionen, Gruben und Stressfissuren in den Nitinolstents beschrieben (Heintz et al. 2001; Major et al. 2006). Der Vorteil eines Stentmaterials gegenüber anderen wurde noch nicht untersucht, jedoch wurden Nitinolgrafts mit Dilatationen des Aortenhalses assoziiert und können in Stentmigrationen resultieren (Dalainas et al. 2007). Dalainas et al. (2007) entdeckten, dass 27,5 % der Patienten, die mit selbst-expandierenden Stents behandelt wurden, eine Dilatation des Aortenhalses entwickelten, verglichen mit 7 % die mit Ballon-expandierenden Stents behandelt wurden. Aneurysmen, die mit selbst-expandierenden Stents ausgeschaltet wurden, wiesen allerdings eine signifikant häufigere Migration auf (24,5 % vs. 7,1 %, p = 0,034).

Ebenso entdeckten Savlovskis et al. (2015) signifikant mehr Dilatationen des Aortenhalses bei Patienten nach Implantationen von selbst-expandierenden Stentgrafts als bei solchen, die sich einer Aneurysmareparatur mit einem Ballon-expandierendem Stentgraft unterzogen; jedoch zeigte keine der Gruppen eine klinisch signifikante Graftmigration (Savlovskis et al. 2015). Die Migration von Endoprothesen kann auch teilweise durch Mikrodeformierungen und Veränderungen der arteriellen Wandtextur erklärt werden. Es wird vermutet, dass der pulsierende Fluss innerhalb der Aorta eine „Akkordeonbewegung“ der Endoprothese erzeugt, was dazu führt, dass das proximale und distale Ende zur Mitte des Aneurysmas/Stentgrafts migrieren. Zusätzlich kann die Qualität der arteriellen Wand das Risiko einer Migration erhöhen, basierend auf dem Ausmaß von Verkalkung und Thrombussaum, kurzer Länge und dem Grad der Winkelung.

Während die Haltbarkeit des Endografts ein großes Anliegen für Arzt und Patient ist, erfordert die Komplexität der Aortenerkrankung mit proximaler Ausdehnung bis in das viszerale Aortensegment die Nutzung fenestrierter Grafts, um die Perfusion zu den wichtigen Seitenästen erhalten zu können. Diese Technologie kann jedoch direkt die Struktur und Haltbarkeit des Graftmaterials beeinflussen. Die In-Situ-Fenestration ist eine Technik, bei der der Endograft so eingesetzt wird, dass die wichtigen viszeralen Gefäße oder Bogengefäße durch das Graftmaterial abgedeckt werden. Nach dem Einsetzen wird der Graft durch Radiofrequenz, Nadelpunktion oder durch Laser fenestriert, und das resultierende Loch wird dann mithilfe eines Schneideballons erweitert. Schlussendlich wird ein expandierender Stent durch die Fenestration eingeführt, um eine permanente Kommunikation zwischen Graftlumen und dem anzuschließenden Seitenast zu sichern. Während diese Technik kosteneffektiv und auch in Notfallsituationen verfügbar ist (im Gegensatz zur Bestellung eines individuell fenestrierten Grafts), kann sie die langfristige Haltbarkeit des Graftmaterials negativ beeinflussen. Eadie et al. verwendeten Textilanalysetechniken, um die Haltbarkeit sowohl von Polyester und ePTFE Grafts nach Fenestration durch Radiofrequenzen und Dilatation mit Angioplastieballons zu testen. Die mikroskopische Beurteilung zeigte die Auffaserung des PET Gewebes und das Schmelzen und die Fusion von Garn an den Kanten der Fenestrationsstellen.

Obwohl kein Schmelzen in den konventionellen ePTFE-Grafts beobachtet wurde, zeigten sie partielle Delaminierungen und Bündelungen. Eine verringerte Berstungsfestigkeit entlang der Grafts beider Materialien wurde ebenfalls beobachtet, mit Ausnahme des doppelt geflochtenen Polyestergrafts, welcher insgesamt die größte Resistenz hinsichtlich Berstungs- und Reißfestigkeit aufwies (Eadie et al. 2014). Obwohl dies die Anfälligkeit der Endograftgewebe und Erschöpfung nach intraoperativer Modifikationen demonstriert, können auch nicht modifizierte Grafts mindere Haltbarkeitsaspekte wie Löcher, das Rutschen von Garn und Nähten und signifikanten Verschleiß an den Kontaktstellen mit dem Stent aufweisen (Chakfé et al. 2004). Des Weiteren kann die Struktur des Gewebes selbst die Haltbarkeit des Graftmaterials beeinflussen. Wie wir nachweisen konnten, ist ein niedriger Sättigungsindex mit Öffnungen der Gewebestruktur, die zu dem oben genannten Rutschen von Kett- und Schussfäden führt, ebenfalls mit dieser Problematik assoziiert. Zarins et al. (2004) zeigten an 120 explantierten Endoprothesen, dass strukturelle Ermüdung vornehmlich nach 2 Jahren der Implantation beobachtet wird (Zarins et al. 2004). Zusätzlich zu den genannten in-vitro-Studien zeigen auch klinische Studien, dass die – verglichen mit der offenen chirurgischen Reparatur hohe Rate an Reinterventionen und späten Rupturen – Haltbarkeit von Endografts ein noch ungelöstes Problem ist (Chang et al. 2015; Stather et al. 2013; Brown et al. 2012).

2.5 Biologische Grafts

2.5.1 Bovine Grafts

Das bovine Perikardium ist ein häufig in der kardiovaskulären Chirurgie verwendeter biologischer Graft. Es ist das bevorzugte Material für Patchangioplastien in vielen Einrichtungen. Seine Vorteile sind Stärke und Haltbarkeit, weniger Nahtblutungen, jederzeitige Verfügbarkeit, Resistenz gegenüber Infektionen und die Möglichkeit, direkt nach der Implantation Ultraschalluntersuchungen durchzuführen. Der Herstellungsprozess beinhaltet die Dezellularisierung mit Verarbeitungshilfsmitteln wie Glutaraldehyd. Dieser Prozess eliminiert die bovinen Proteine und DNA, erhöht die Widerstandsfähigkeit und reduziert die Antigenität (Li et al. 2011). Da es sich um ein biologisches Graft handelt, wird oftmals behauptet, resistent gegenüber Infektionen zu sein und wird daher als Alternative zu autogenen Venengrafts in infizierten Gebieten angewendet. Tatsächlich gibt es nur wenige Nachweise, die diese Behauptung stützen, ganz zu schweigen von einer begründeten theoretischen Datenlage. Verschiedene Studien haben keine signifikante Assoziation des Patchtyps mit postoperativen Wundinfektionen in der Leiste demonstriert (Derksen et al. 2009). Infektionen nach einer Endarteriektomie der Karotis sind selten, die Infektionsraten des PET-Patches wurden mit 0,25–0,5 % angegeben. Andere Studien zeigten keine signifikanten Unterschiede in Infektionsraten nach PET oder bovinen Patchangioplastien (Knight und Tait 2009; Ho et al. 2012). Einigen Nachweisen zufolge können bovine Patches sicher angewandt werden, um vaskuläre Strukturen in infizierten Arealen zu reparieren. McMillan et al. (2012) rekonstruierten 51 Arteriotomien mit bovinem Perikard nach der Entfernung des infizierten prothetischen Grafts. Nur ein Patch rupturierte eine Woche nach dem Eingriff (McMillan et al. 2012). Fallberichte einer Anwendung bei aktiver Endokarditis existieren ebenfalls, jedoch sind keine großen Studien verfügbar, die eine definitive Schlussfolgerung zulassen (Jones und Sarsam 2001). Die Vorteile gegenüber PET liegen offensichtlich in der verbesserten intraoperativen Hämostase (Nahtblutungen). In einer prospektiven randomisierten Studie mit Patienten, die sich einer Endarteriektomie der Karotis mit einer Patch-Angioplastie unterzogen, demonstrierten Marien et al. signifikant weniger Nahtblutungen bei Patienten, bei denen bovine Perikardpatches angewandt wurden (4 %), verglichen mit denen, die PET-Patches erhielten (30 %, p = 0,001) (Marien et al. 2002). Mit Glutaraldehyd behandelte bovine Gefäße wie die Karotis und Jugularvene finden zur Anlage eines Hämodialysezugangs und für Rekonstruktionen komplexer kongenitaler kardialer Fehlbildungen Anwendung.

2.5.2 Humane Nabelvene

Mit Glutaraldehyd gegerbte humane Nabelvenengrafts werden aus der Nabelschnur von Neugeborenen gewonnen. Nach der Verarbeitung und Gerbung wird die Nabelvene mit einem Polyester-PET-Netz umhüllt und in Alkohol gelagert. Der Durchmesser der Grafts ist allgemein bei femoropoplitealen und tibialen Rekonstruktionen anzuwenden. Der Gebrauch von humaner Nabelvene ging in den 1980ern signifikant zurück, nach einer Vielzahl von Berichten über aneurysmatische Degenerationen der Grafts (Layer et al. 1984; Giordano und Keshishian 1982). Neuere Studien zeigene verbesserte Resultate mit weniger aneurysmatischen Degenerationen und einer akzeptablen Offenheitsrate. In einer großen Vergleichsstudie mit Revaskularisierung der unteren Extremität mit humaner Nabelschnur demonstrierten Dardik und Dardik (1976) eine Offenheitsrate von 67 % nach 6 Jahren bei femoropoplitealen Bypässen. Da die Autoren keine Hinweise für Aneurysmen nach dem 5-Jahres-Follow-up entdecken konnten, schlossen sie daraus, dass die Bedenken hinsichtlich aneurysmatischer Degeneration unbegründet sind. Trotzdem bleibt die Popularität der humanen Nabelvene in der Gefäßchirurgie gering.

3 Schlussfolgerungen

Vaskuläre Interventionen sind in den letzten 60 Jahren komplexer geworden. Zusätzlich fand mit der Tendenz zu Katheter-gestützten minimalinvasiven Eingriffen ein Paradigmenwechsel in der rekonstruktiven Gefäßchirurgie statt. PET und ePTFE waren lange der Goldstandard der offenen chirurgischen Rekonstruktion von großen Gefäßen. Mit der Entwicklung von Katheter-gestützten Interventionen wurden diese Materialen für den Gebrauch in minimalinvasiven Settings angepasst. In Kombination mit metallischen Stents verbleiben diese Materialien im Armamentarium der Behandlung vaskulärer Erkrankungen. Neue Technologien zur Reduktion intimaler Hyperplasie wurden kürzlich eingeführt, einschließlich medikamentenbeschichteter Ballons und Stents, obwohl die langzeitige Effizienz dieser Implantate noch nicht vollständig nachgewiesen wurde. Die zukünftigen Generationen der Implantate werden die Anforderungen einer breiteren Patientenpopulation erfüllen müssen, nicht nur in Bezug auf das biologische Versagen, sondern sie müssen auch mit einem niedrigen Profil langfristig ohne Reduktion der Materialhaltbarkeit bereitgestellt werden können. Durch die mit minimalinvasiven Techniken zu behandelnden anspruchsvollen anatomischen und physiologischen Verhältnisse wird es einen Bedarf an Graft-Generationen geben, die in allen Bereichen des arteriellen und vor allem venösen Gefäßsystems langfristig einsetzbar sind. Eine enge Zusammenarbeit zwischen Gefäßchirurgen, grundlagenorientierten und translatorischen Forschern ist daher essenziell um sicherzustellen, dass wir die derzeitigen und zukünftigen Anforderungen der Patienten mit Gefäßerkrankungen mit neuen und individuell anwendbaren Technologien künftig werden erfüllen können.

Anmerkung

Dieses Kapitel wurde unter Mitarbeit von Benjamin Colvard, MD, (Insitut Hospitalo Universitaire de Strasbourg, Strasbourg, France), Anne Lejay, MD, PhD, Yannick Georg, MD, MSc, Elie Girsowicz, MD, MSc, Charline Delay, MD, Fabien Thaveau, MD, PhD, (alle Department of Vascular Surgery and Kidney Transplantation, University Hospital of Strasbourg, Strasbourg, France), Frédéric Heim, PhD (Laboratoire de Physique et Mécanique des Textiles, Université de Haute-Alsace, Mulhouse, France), Lee Swanstrom, MD (Insitut Hospitalo Universitaire de Strasbourg, Strasbourg, France) erstellt.

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Copyright information

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Authors and Affiliations

  1. 1.Department of Vascular SurgeryUniversity Hospital of StrasbourgStrasbourgFrankreich
  2. 2.Klinik und Poliklinik für GefäßmedizinUniversitäres Herz- und Gefäßzentrum, Universitätsklinikum Hamburg-EppendorfHamburgDeutschland

Section editors and affiliations

  • Eike Sebastian Debus
    • 1
  1. 1.Klinik und Poliklinik für GefäßmedizinUniversitäres Herzzentrum Hamburg, Universitätsklinikum Hamburg-EppendorfHamburgDeutschland

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