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1  Einleitung

1.1 Allgemeiner Teil

Der Verlust von Organen, der Ersatz sowie die Wiederherstellung der Organfunktionen stellt eine der größten Probleme der modernen Medizin dar. Allein in den USA werden pro Jahr ca. 8 Millionen chirurgische Eingriffe vorgenommen um einen solchen Organverlust zu behandeln. Die dadurch entstehenden Kosten pro Jahr sind hoch und werden auf über 500 Milliarden USD geschätzt. Neben den großen volkswirtschaftlichen Auswirkungen dieser Erkrankungen, ist das Schicksal und der Leidensweg jedes einzelnen Patienten immens (1).

Die Idee den Verlust von Gewebe zu ersetzen, wurde erstmals von Tagliacozzi of Bologna (Italien) in „De Custorum Chirurgica per Insitionem“ entwickelt. In diesem frühen Report wird der Ersatz einer Nase beschrieben (2). Bis zum heutigen Tage haben die Entwicklungen bei den chirurgischen Techniken, der Anästhesie, der Sterilität, der Pharmazie und den prothetischen Materialien dazu geführt, daß es in den meisten Fällen möglich ist, den Verlust eines Organs oder einer Gewebestruktur erfolgreich zu ersetzen. Hierbei ist die Transplantation von ganzen Organen von besonderer Bedeutung und als einen herausragenden Meilenstein der Medizin der vergangenen 50 Jahre zu sehen, welcher tausenden von Patienten das Leben retten konnte. Hierbei war die Forschung auf den Gebieten der Tranplantationsbiologie und der Immunologie entscheidend für die aktuellen Erfolge der Transplantationsmedizin. Vor allem hat die Entwicklung von speziellen Immunsuppressiva dazu geführt, daß es zum heutigen Zeitpunkt unter anderem möglich ist Niere, Leber, Herz, Lunge und Pankreas weltweit in hunderten von Zentren zu transplantieren (3, 4, 5).

Trotz der großen Bedeutung der Transplantation für die moderne Medizin gibt es auch einige schwerwiegende Probleme. Eine der größten Limitationen der Organtransplantation ist die weltweit bestehende Organknappheit. Aufgrund der beschränkten Organangebote werden die Anzahl der auf den Wartelisten befindlichen Patienten immer größer und damit die Wartezeiten immer länger. Bei einigen Patienten verschlechtert sich die Organfunktion kontinuierlich und muß durch künstliche Unterstützungssysteme (z.B. mechanische Kreislaufunterstützungssysteme) bis zur Transplantation aufrechterhalten werden oder die Patienten versterben bevor ein passendes Organ gefunden werden konnte (6). Weiterhin ist eine lebenslange Immunsuppression nach einer Organtransplantation notwendig, da es [Seite 6↓]ansonsten zu lebensgefährlichen Abstoßungsreaktionen kommen könnte. Andererseits jedoch begünstigt eine medikamentöse Dauerimmunsuppression die Entstehung von Tumoren, Infektionen und sekundären, toxischen Organschäden (z.B. Nephropathie bei Cyclosporin), welche ebenfalls die Lebensqualität und die Lebensdauer der Patienten signifikant beeinflußt (7, 8).

Ein weitere Patientengruppe, die in den vergangenen 50 Jahren ebenfalls enorm durch den medizinischen Fortschritt profitiert hat, sind Patienten mit angeborenen Herzfehlern. Hierbei war hauptsächlich die Erfindung der Herz-Lungen-Maschine ausschlaggebend, mit der man angeborene Herzfehler erstmals chirurgisch behandeln konnte. Seit diesem Zeitpunkt wurden die chirurgischen Techniken, das perioperative Management, die medikamentöse Therapie, sowie die diagnostischen Methoden deutlich weiterentwickelt, so das heutzutage komplexe Vitien erfolgreich behandelt werden können. Ein Problem stellt hierbei immer noch der Ersatz von erkrankten oder fehlgebildeten Gewebestrukturen, wie z.B. Herzklappen, Gefäßen, oder Gefäßanteilen dar (9).

Beim Ersatz von Herzklappen werden heutzutage weltweit drei verschiedene Klappentypen klinisch angewandt. Hierbei handelt es sich um glutaraldehydfixierte Xenografts (Prothesen, deren Segel aus tierischem Material besteht), mechanische Klappenprothesen (heute zumeist aus Pyrolithkohlenstoff) oder Homgrafts (menschliche Herzklappen von Verstorbenen oder von entnommenen Herzen von Patienten mit Herztransplantation und von Organspendern, deren Herz als ganzes nicht zur Transplantation geeignet ist). Während die hämodynamischen Funktionen dieser Prothesen befriedigend sind, gibt es jedoch einige spezifische Limitationen bei jeder einzelnen dieser Prothesenarten, welche alle mit charakteristischen Komplikationen und Einschränkungen für die Patienten verbunden sind.

Seit Beginn der eigentlichen Herzklappenersatzchirurgie (1960) haben sich die mechanischen Klappenprothesen in Bezug auf ihre Haltbarkeit und Funktion kontinuierlich verbessert, jedoch sind auch heutzutage alle Prothesen thrombogen (Neigung Blutgerinsel auf der Klappenoberfläche zu induzieren) und eine lebenslängliche Antikoagulation (Medikamente, welche die Blutgerinnungsfähigkeit herabsetzen) ist notwendig. Die Antikoagulation reduziert, jedoch eliminiert nicht das Risiko der Klappenthrombose und die Embolisation von thrombotischem Material. Sie erhöht aber auch das Blutungsrisiko für die betroffenen Patienten (10, 11).


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Biologische Klappenprothesen (Xenografts) sind weniger thrombogen und benötigen keine Langzeitantikoagulation, jedoch ist ihre Haltbarkeit deutlich geringer. Speziell bei Kindern und jungen Erwachsenen kann man eine stark beschleunigte Degeneration beobachten, die einen erneuten Klappenersatz notwendig macht (12).

Homografts haben wie alle anderen Prothesen Vor- und Nachteile. Ein Hauptnachteil von Homografts ist, daß sie nur in sehr limitierter Anzahl und Größe verfügbar sind. Bei Kinder konnte eine immunologische Reaktion auf die homologen Prothesen in eigenen Studien nachgewiesen werden (13).

Abbildung 1: Verschiedene Typen von Herzklappen a) Beispiel für Xenograft (a) Hancock Herzklappe und b) Homograft (Aortenposition) c) Beispiel für eine mechanische Herzklappe (St. Jude Medical)

Alle verwendeten Klappenprothesen haben jedoch gemeinsam, daß sie für den einzelnen Patienten aus fremden Material bestehen, welche neben einer beschränkten Haltbarkeit auch ein signifikantes Infektionsrisiko sowie ein fehlendes Wachstums - und Regenerationspotential haben. Dies ist ein großer Nachteil bei Kindern und jungen Erwachsenen, die aus ihrer Herzklappenprothese „herauswachsen“ und sich im Laufe ihres Lebens möglicherweise mehrfach einer Korrekturoperation unterziehen müssen (14, 15, 16).

Zum heutigen Zeitpunkt existiert daher keine ideale Herzklappenprothese, welche nicht anikoaguliert werden müßte, resitent gegenüber Infektionen wäre, sich in das umgebende Gewebe integriert, mitwächst und letztendlich eine gute hämodynamische Funktion hätte. Besonders evident jedoch ist der Mangel an geeigneten Klappen, Konduits und Gefäßen bei [Seite 8↓]Korrekturoperationen angeborener Herzzfehler (z.B. fehlende oder mißgebildete Pulmonalklappen). In diesen Fällen behilft man sich mit kleinkalibrigen, klappentragenden Homografts oder Xenografts, wobei man eine rasche Degeneration und die Notwendigkeit einer wiederholten Operation bewußt in Kauf nehmen muß. Dieser, seit vielen Jahren beklagte Mangel, bedeutet eine enorme psychische und auch körperliche Belastung der Kinder und der Familien. Ein möglicher Ansatz zur Lösung dieses leidvollen Problems könnte durch das Tissue Engineering von Herzklappen und klappentragenden Konduits erreicht werden.


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Tabelle 1: Vor – und Nachteile der aktuell verwendeter Klappen, sowie theoretische Vor- und Nachteile von „tissue engineerten“ Herzklappen

Prothesentyp

Vorteile

 

Nachteile

glutaraldehydfixierte Xenografts

keine Antikoagulation

hohe Biokompatibilität

Fremdkörper

kein Wachstumspotential

Kalzifizierung, Degeneration

limitierte Haltbarkeit

mechanische Klappen

lange Haltbarkeit

Fremdkörper

kein Wachstumspotential

lebenslange Antikoagulation

thrombembolische Komplikationen

Blutungskomplikationen

Homografts

relative Resistenz gegenüber Infektionen

hohe Biokompatibilität

Fremdkörper

kein Wachstumspotential

begrenzte Verfügbarkeit

Antigenität

Degeneration und limitierte Haltbarkeit

„Tissue engineerte“ Herzklappen

autologes Gewebe

lebendiges Gewebe

Wachstumspotential

hohe Biokompatibilität

verlängerte Haltbarkeit

keine Antikoagulation

Herstellung dauert 6-8 Wochen

Langzeitverhalten ist unbekannt


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Ein ähnliche Situation zeigt sich bei dem Ersatz oder der Rekonstruktion von Gefäßen. Hier ist der chirurgische Ersatz von Gefäßanteilen oder Bypasses die häufigste Behandlungform bei atheriosklerotisch veränderten Gefäßen und angeborenen Herz- und Gefäßanomalien. Insgesamt werden alle chirurgischen Interventionen an Gefäßen allein in den USA auf über 550.000 Eingriffe pro Jahr geschätzt (17). Bei diesen Eingriffen werden heutzutage hauptsächlich synthetische Prothesen (z.B. Dacron) beim Ersatz von großlumigen Gefäßen (z.B. Bauchaorta) mit befriedigenden Ergebnissen verwendet (18). Weiterhin werden autologe Venensegmente (Bypass-Chiurgie) und Arterien (A.mamaria, A. radialis) zur Revaskularisation von kleineren Gefäßen (z.B. Koronargefäße) bevorzugt gebraucht. Diese sind jedoch nicht immer verfügbar und kleinlumige, synthetische Prothesen haben ein erhöhtes Risiko zu thrombosieren und daher eine deutlich reduzierte Offenheitsrate (19). Die Verwendung von herkömmlichen Gefäßrothesen bei pädiatrischen Patienten mit angeborenen Herz- und Gefäßanomalien ist ebenfalls problematisch, da diese Prothesen nicht mitwachsen können und zu einem späteren Zeitpunkt ausgetauscht werden müssen. Weiterhin zeigt sich bei jungen Patienten ein erhöhtes Risiko einer überschießenden Pseudointimabildung, was zu einer Einengung der Prothese führt (20). Ein solcher Gefäßersatz muß ebenfalls frühzeitig ausgewechselt werden. Von daher sollte der ideale Gefäßersatz ausreichende mechanische Eigenschaften haben, keine thromboembolischen Komplikationen verursachen, sich in das umgebende Gewebe integrieren und letztendlich auch mitwachsen können. Eine potentielle Lösung dieses Problems könnte das Tissue Engineering von autologen Gefäßprothesen bieten (21).

1.2 Tissue Engineering

1.2.1 Prinzipien des „Tissue Engineerings“ von kardiovaskulären Geweben

Beim „Tissue Engineering“ von kardiovaskulären Strukturen werden Erkenntnisse aus der Medizin, Biologie, Zellbiologie, Chemie usw. mit Methoden der Ingenieurswissenschaften kombiniert, um biologische Ersatzgewebe herzustellen. Das grundsätzliche Konzept dieses Entwicklungsfeldes besteht darin, aus körpereigenen Zellen einen vitalen und funktionalen Gewebe- und Organersatz zu fertigen (22, 23). Hierbei werden autologe (körpereigene) Zellen verwendet, um biologische Gewebe herzustellen , die erkrankte oder zerstörte Organe und Gewebe ersetzen sollen. Die für das Tissue Engineering verwendeten Zellen können wie bei[Seite 11↓] unserem Projekt vom Patienten selbst (autolog), aber grundsätzlich auch von einem menschlichen Spender (homolog) oder von einem tierischen Organismus (xenogen) stammen (24). Die isolierten Zellen können vor einer Implantation entsprechend konditioniert werden, damit ein funktionelles Gewebekonstrukt implantiert werden kann (Abbildung 2). In der kurzen Zeit von etwa 10 Jahren, in der das Forschungsfeld „Tissue Engineering“ besteht, haben sich drei verschiedene Strategien etabliert

Abbildung 2 zeigt das grundsätzliche Konzept des Tissue Engineerings

1. Zellinjektion

Bei dieser Methode versucht man, die zu transplantierenden Zellen über die Blutbahn oder in das entsprechende Organ des Empfängers direkt zu injizieren. Diese Methode eröffnet neue Möglichkeiten, um beispielsweise metabolisch aktive Organe (z.B. Leber) mit entsprechenden Zellen zu unterstützen. Eine der Hauptlimitationen dieser Technik liegt darin, daß man keine großen Mengen von Zellen, wie sie beispielsweise bei einem Organversagen benötigt würden, injizieren kann. Weiterhin ist diese Methode für funktionelle Strukturgewebe wie Knochen, Knorpel oder Herzklappen ungeeignet (25).


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2. Geschlossene Systeme

Bei dieser Methode sind die Zellen oder das Gewebe durch eine semipermeable Membran vom umgebenden körpereigenen Strukturen getrennt. Diese Membran erlaubt die Diffusion von Zellprodukten (z.B. Antikörper, Stoffwechselprodukte wie Insulin) und kann somit zumindest teilweise bestimmte Organfunktionen übernehmen. Es wird daran gearbeitet, daß solche extrakorporalen Unterstützungssysteme komplett implantierbar werden (26).

So konnten die ersten Patienten mit extracorporalen Leberunterstützungssystemen, bei denen xenogene Leberzellen die Funktion der humanen Leber übernehmen, für einige Tage erfolgreich behandelt werden (flow-through designs) (27). Diese Systeme sind jedoch keine Dauerlösung und dienen lediglich zur Überbrückung bis zur Transplantation. Bei implantierbaren Systemen (encapsulation systems) werden sekretorische Zellen in eine semipermeable Membran (macro-und microencapsulation systems) eingehüllt und können so selbst am Leben erhalten werden und gleichzeitig über die Membran Stoffwechselprodukte sezernieren. Diese Technik konnte bei Erkrankungen wie der Parkinson’schen Krankheit (dopaminproduzierende Zellen) oder Diabetes mellitus (insulinproduzierende Zellen) im Tiermodell erfolgreich untersucht werden (28, 29).

Problematisch bei diesem Konzept ist, daß die Konstrukte mit fibrösem Gewebe überwuchert werden und somit ihre Funktionsfähigkeit bisher zeitlich limitiert ist. Das Konzept des geschlossenen Systems eignet sich ebenfalls nicht für das Tissue Engineering von funktionellen Geweben, wie z.B. Herzklappen.

3. Offene Systeme

Hierbei handelt es sich um Systeme, die im direkten Kontakt zum umgebenden Gewebe stehen. Basierend auf der Beobachtung, daß isolierte Zellen in der Lage sind, außerhalb des entsprechenden Organs ihre typische Gewebeform und Funktion wiedereinzunehmenen, hat man Zellen isoliert und z. B. auf resorbierbaren Polymergerüsten oder anderen biologischen Matrices (z.B. Kollagen oder dezellularisierte Xenografts) angesiedelt. Diese Gerüste werden benötigt, um größeren und komplexeren Geweben (Ohr, Klappe, Gefäß) die entsprechende Form und die benötigten mechanischen Eigenschaften zu verleihen. Während sich eine durch [Seite 13↓]die Zellen induzierte extrazelluläre Matrix bildet, die für Stabilität sorgt, sollte sich das Polymergerüst idealerweise im gleichen Maße resorbieren. Bisher konnte dieses Konzept bei Geweben wie Haut, Knochen, Knorpel, Gefässen, Klappensegel, Herzklappen, Darm, Leber und zahlreichen anderen Geweben experimentell erfolgreich angewendet werden (30, 31, 32).

1.2.2 Potentielle Zellquellen für das „Tissue Engineering“ von kardiovaskulären Geweben

Eine der entscheidenden Faktoren für die Auswahl der Zellquelle ist die Eigenschaft der verwendeten Zellen, sich in das gewünschte Gewebe differenzieren zu können. Weiterhin sollten diese Zellen eine hohe Proliferationsrate haben, um in ausreichender Menge für die Gerüstbesiedlung zur Verfügung zu stehen. Bei den meisten Tissue Engineering–Ansätzen handelt es sich um autologe Zellen, prinzipiell könnten jedoch auch homologe oder xenogen Zellen verwendet werden. Aktuell wird in verschiedenen Experimenten mit folgenden Zellquellen gearbeitet: differenzierte Zellen (z.B. Endothelzellen), gewebespezifische, adulte Stammzellen, Knochenmarkszellen, im Blut zirkulierende Vorläuferzellen und pluripotente, embryonale Stammzellen.

Für jede einzelne Zellquelle gibt es erste vielversprechende Ergebnisse, allerdings haben alle Ansätze auch spezifische Vor- und Nachteile, welche für das Tissue Engineering von kardiovaskulären Geweben in zukünftigen Experimenten evaluiert werden müssen (33, 34, 35, 36).

1.2.3 Biomaterialien und „Tissue Engineering“

Der Ursprung des Forschungsfeldes Tissue Engineering liegt in der Entwicklung der Zell- und Molekularbiologie und der Erforschung von Biomaterialien und ihrer Interaktion mit biologischen Systemen. Bei der Entwicklung von chirurgisch anwendbaren Prothesen und Biomaterialien unterscheidet man daher drei Phasen (37):

Bei Biomaterialien der ersten Phase kam es darauf an, daß man eine Prothese implantieren konnte, welche die funktionellen Eigenschaften des zu ersetzenden Gewebes erfüllt und ohne größeren Fremdkörperreaktionen implantiert werden konnte. Meist wurden diese Materialien nicht speziell für die medizinische Anwendung entwickelt, jedoch aufgrund ihrer [Seite 14↓]physikalischen Eigenschaften und ihrer Verträglichkeit in biologischen Systemen als Prothesenmaterial ausgewählt. Die Entwicklung solcher Biomaterialien begann in den 50er Jahren und Beispiele hierfür wären Silikon (Implantate, Schlauchsysteme usw.), Carbon (mechanische Herzklappen) oder Dacron (Gefäßprothesen). Die Wechselwirkungen dieser Materialien mit dem menschlichen Organismus wurden vielfach untersucht und werden weiterhin optimiert (38, 39).

Überlappend zu dieser Entwicklung wurden sogenannte „bioaktive“ Materialien erforscht, welche die Haupteigenschaft haben, eine Interaktion mit dem menschlichen Organismus einzugehen. Die Ära dieser Materialien begann in den 70er Jahren und Beispiele dafür wären resorbierbare Nahtmaterialien aus PLA (polylactic acid) und PGA (polyglycolic acid), welche nach einer gewissen Zeit vom Körper abgebaut werden, oder heparinbeschichtete Schlauchsysteme, die eine frühzeitige Thrombenbildung (mechanische Kreislaufunterstützungssystem) verhindern sollen (40).

Die dritte Phase der Biomaterialien ist dadurch charakterisiert, daß sie eine präzise Reaktion in physiologischen Systemen hervorrufen können. Diese Biomaterialien wurden so gefertigt, daß sie auf molekularer Ebene mit Zellen und Proteinen reagieren können. Solche Materialien könnten z.B. mit Zellen besiedelt werden und in-vitro oderin-vivo spezifische, kontrollierte Reaktionen eingehen. Hierbei ist die Interaktion zwischen den Zellen von entscheidender Bedeutung und kann beeinflußt werden durch Adhäsionsproteine (z.B. Fibronektin, RGD-Peptides usw.) oder Wachstumsfaktoren (z.B. basic fibroblast growth factor (bFGF)), wodurch die Bildung von extrazellulären Matrixproteinen eingeleitet werden. Die Herstellung eines funktionsfähigen, biologischen Ersatzmaterials ist bei diesen Biomaterialien das entscheidende Ziel (41).

1.2.4 Bioreaktoren

Mit sogenannten Bioreaktoren werden in-vitro-Bedingungen geschaffen, um mit Zellen besiedelte Gerüste zu vitalem, dreidimensionalen Gewebe heranreifen zu lassen. In diesen Systemen werden in-vivo-Bedingungen künstlich nachgeahmt und die Konstrukte werden mit Sauerstoff, Wachstumsfaktoren, Zellkulturmedium versorgt und parallel biomechanischen Bedingungen (Fluß, Druck, Dehnung und Kompression) ausgesetzt, die die Gewebebildung [Seite 15↓]fördern. Hierbei liegt ein besonderer Schwerpunkt auf der Verbesserung der Gewebestruktur und den biomechanischen Eigenschaften des in-vitro hergestellten Gewebekonstrukts. Aktuell werden Bioreaktorsysteme größtenteils als Prototypen für die Herstellung von Herzklappen, Gefäßen, Myokard und nichtkardiovaskulären Geweben (z.B. Knorpel, Knochen und Haut) gefertigt. Es wurde bisher lediglich in experimentellen Arbeiten die Wirksamkeit dieses Konzeptes nachgewiesen (42, 43, 44).

1.2.5 „Tissue Engineering“ von Herzklappen – Stand der Technik

In einem ersten Experiment wurde versucht, die kleinste funktionelle Einheit einer Herzklappe, nämlich ein einziges Segel einer ursprünglich dreisegligen Herzklappe zu „tissue engineeren“. In diesem Experiment wurde das in vitro hergestellte Gewebekonstrukt in posteriorer Position der Pulmonalklappe eines Schafes implantiert. Hier wurde ein Versuchsmodell mit niedrigen systolischen und diastolischen Drücken gewählt, da man sich zu diesem Zeitpunkt noch nicht sicher war, ob das Konstrukt systemischen Druck- und Flußverhältnissen standhält. Als Segelgerüst diente ein kombiniertes Polymer-Gerüst aus PLA (polylactic acid), welches beidseitig von einem PGA-Gerüst (polyglycolic acid (92% glycolic und 8% lactic acid)) ummantelt war. Dieses Polymer wurde mit Myofibroblasten und mit Endothelzellen vom gleichen Schaf besiedelt, dem das besiedelte Segelkonstrukt in posteriorer Position der Pulmonalklappe implantiert wurde. Nach elf Wochen in vivo zeigten die „tissue engineerten“ Segelkonstrukte eine gute Funktion und morphologisch glichen sie einem natürlichen Segel. Das Hauptproblem bei diesem Experiment war, daß das PGA/PLA-Gerüst steif wurde und sich verdickt hat. Aus diesem Grunde war es nicht möglich, eine nicht-stenotische dreiseglige Herzklappe aus diesem Material herzustellen (45). Basierend auf diesem Experiment beschäftigt sich meine Forschungsarbeit hauptsächlich mit der Entwicklung einer kompletten, dreisegligen Herzklappe, sowie Patches und Konduits.

Ein weiterer Ansatz beim Tissue Engineering von Herzklappen ist die Verwendung einer dezellularisierten, xenogenen Klappenmatrix, welche mit Spenderzellen besiedelt wird. Bei diesem Konzept besteht der Vorteil, daß man ein nahezu perfektes Klappendesign übernimmt und daher vom Zeitpunkt der Implantation mit guten hämodynamischen Verhältnissen rechnen kann.


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Der Nachteil dieser Methode ist, daß vaskuläre Zellen nicht in das Innere des Gerüst migrieren können und es sich bei diesem Gerüstmaterial um eine avitale Struktur handelt, deren Wachstumspotential und Regenerationsfähigkeit bisher nicht geklärt ist. Aktuell werden diese Konstrukte im Tiermodell, sowie bei systemischen Druck- und Flußverhältnissen getestet. In einer ersten Studie an der Universitätsklinik Wien wurden unbesiedelte, dezellularisierte, xenogeneHerzklappenmatrices mit fatalen Folgen für die Patienten implantiert. Die Ergebnisse unterstreichen die besondere Wichtigkeit der Zellbesiedelung und adäquaten Gewebeentwicklung bereits vor einer Implantation beim Menschen. Bei diesem Konzept sind daher weitere in vitro- und in vivo- Experimente notwendig, um eine zuverlässige Anwendung in der menschlichen Herzchirurgie zu ermöglichen (46, 47).

1.2.6 „Tissue Engineering“ von Gefäßen – Stand der Technik

Im Jahre 1986 wurde erstmals eine Methode von Weinberg und Bell vorgestellt, bei der eine mehrschichtige Gefäßprothese aus Kollagen, Fibroblasten, glatten Muskelzellen und Endothelzellen (vom Rind) gefertigt werden konnte. Obwohl sich diese Konstrukte nicht in einem in-vivo-Modell bewähren konnten, wurde mit dieser Methode eine der ersten vaskulären, tissue engineerten Konstrukte hergestellt (48).

Eine Weiterentwicklung dieser Methode wird 1998 von L’Heureux beschrieben. Hierbei wird ein zusammenhängender Gewebemantel aus glatten Muskelzellen zu einer Gefäßmedia gerollt. Auf diese „Rolle“ von glatten Muskelzellen wurden anschließend humane Fibroblasten auf die Außenfläche (Adventitia) und humane Endothelzellen im Lumen der Gefäßmedia besiedelt. Man erhielt somit eine humane Gefäßprothese, welche intraluminalen Drücken von bis zu 2000 mmHg standhalten konnte (49).

Ein weiterer Ansatz wurde 1999 von Niklason beschrieben. Hierbei wurden PGA-Gerüste zu Gefäßprothesen geformt, welche mit Fibroblasten, glatten Muskelzellen und Endothelzellen besiedelt wurden und anschließend pulsatilen Flüssen in einem eigens entwickelten Bioreaktorsystem ausgesetzt wurden. In diesem Experiment konnte gezeigt werden, daß die im Bioreaktor konditionierten Gefäßprothesen histologisch natürlichem Gefäßgewebe glichen, sowie bessere biomechanische Eigenschaften hatten als nichtkonditionierte Zell-Polymerkonstrukte (50). In einer Weiterentwicklung dieses Ansatzes konnten im Jahre 2001 [Seite 17↓]die ersten tissue engineerten Gefäßanteile in Pulmonalisposition beim Menschen implantiert werden (51).

Ebenfalls bereits klinische Anwendung fanden mit Endothelzellen besiedelte ePTFE-Prothesen als Koronarbypässe und periphere Bypässe. In einigen Studien zeigten diese Prothesen gute funktionelle Ergebnisse und waren charakterisiert durch eine Neointima aus glatten Muskelzellen und einer einschichtigen Endothelzellschicht (52).

1.2.7 Myokard und Zelltransplantation zur Myokardregeneration

Seit Ende der neunziger Jahre wird in einigen wenigen Forschungsgruppen versucht, funktionelles Myokard per Tissue Engineering in-vitro herzustellen. Mit Hilfe der konventionellen Vorgehensweise, nämlich Zellen, ein Gerüst und Bioreaktorsysteme zu verwenden, konnten erste, kontrahierende Myokardanteile in-vitro hergestellt werden.

Im Mittelpunkt der Arbeit von Papadaki et al. steht die Verwendung von neonatalen Myokardzellen und die Entwicklung von neuartigen in-vitro Systemen. Diese sogenannten Bioreaktoren dienen der Verbesserung der Sauerstoffzufuhr, Nährstoffversorgung und üben parallel physikalische Reize (z.B. Fluß und Dehnung) aus, wodurch ein verwertbares Myokard-Konstrukt entstehen kann. In diesen Arbeiten zeigt sich, dass ein dynamisches Konditionierungskonzept mittels Fluß und minimaler physikalischer Dehnung von Vorteil für eine gleichmäßige Entwicklung von Herzmuskelgewebe ist (53).

Parallel zu dem Ansatz, isolierte Myokard-Konstrukte für eine potentielle Implantation herzustellen, wird von verschiedenen Forschungsgruppen versucht, z.B. autologe Knochenmarksstammzellen zu transplantieren, um eine Myokardregeneration zu fördern. Stamm et al. haben autologe, AC 133-positive Knochenmarkzellen in infarziertes Myokardgewebe injeziert und parallel das entsprechende Koronargefäß mit einem Bypass versorgt. Neun Monate nach diesem Eingriff zeigte sich eine verbesserte linksventrikuläre Funktion, sowie eine gesteigerte Perfusion des infarzierten Myokardanteils. Die Autoren meinen, daß dieser Effekt auf eine durch die AC133-positiven Zellen induzierte Neoangiogenese zurückzuführen ist. Die weitere Evaluierung dieser Methoden wird zukünftig notwendig sein, um eine zuverlässige und reproduzierbare Myokardregeneration zu erreichen (54, 55, 56).


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13.06.2005