DE102004053107A1

DE102004053107A1 - Matrixstruktur und hybrides Matrixsystem zur Induktion einer Neofascie, ihre Verwendungen und Verfahren zur Generierung einer Neofascie

Info

Publication number: DE102004053107A1
Application number: DE102004053107A
Authority: DE
Inventors: Andreas Prof. Dr. Lendlein; Karola Dr. Lützow; Steffen Dr. Kelch; Thomas Prof. Dr. Groth; Heinz Johannes Prof. Dr. Buhr; Christoph Dr. Isbert; Christoph-Thomas Prof. Dr. Germer; Christoph Dr. Reißfelder; Jörg-P. Dr. Ritz
Original assignee: GKSS Forshungszentrum Geesthacht GmbH
Current assignee: GKSS Forshungszentrum Geesthacht GmbH
Priority date: 2003-10-28
Filing date: 2004-10-28
Publication date: 2005-06-02
Also published as: US20050202067A1

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Matrixstruktur zur Induktion einer Neofascie mit mindestens einer flächigen Matrix aus zumindest einem biokompatiblen und resorbierbaren Polymer, wobei die Oberfläche der Matrix ausgebildet ist, Gewebezellen, insbesondere autologe Fibrozyten der Fascia transversalis, zu immobilisieren und ein vorzugsweise räumlich gerichtetes Gewebewachstum in vitro oder in vivo zu induzieren. Die Erfindung betrifft ferner ein hybrides Matrixsystem, das die Matrixstruktur und darauf immobilisierte Gewebezellen umfasst. Die neue Matrix sowie das Fascienhybrid zeichnen sich durch eine hohe Biokompatibilität aus und überwinden die Nachteile nichtdegradierbarer Implantate. Es ermöglicht die Ausbildung einer Neofascie mit nativen biomechanischen Eigenschaften.

Description

Die Erfindung betrifft eine implantierbare Matrixstruktur zur Induktion einer Neofascie; ein hybrides Matrixsystem mit einer solchen Matrixstruktur sowie darauf immobilisierten Gewebezellen; ihre Verwendungen in der Hernienchirurgie; ein Verfahren sowie ein Kit zur Generierung einer Neofascie; eine mit dem Verfahren hergestellte Neofascie sowie ein Verfahren zur Behandlung von Hernienbrüchen.

Die operative Therapie von Hernien, insbesondere von Bauchwand- und Leistenbrüchen, ist der am häufigsten durchgeführte operative Eingriff in den westlichen Industrienationen. So werden jährlich in Deutschland etwa 200.000 und in den USA mehr als 500.000 Leistenbruchoperationen durchgeführt. Wesentliches Problem aller konventionell-chirurgischer Verfahren ist das Wiederauftreten (Rezidiv) eines Bruchs nach erfolgter Operation. Neben evidenten medizinischen Aspekten spielen dabei auch sozialökonomische Aspekte durch verlängerte Arbeitsunfähigkeit und Sekundärkosten für Zweiteingriffe eine bedeutende Rolle.

Während früher die Bruchpforte durch Nähen – zunächst konventionell, später auch minimal-invasiv – geschlossen wurde, werden seit Beginn der 1990-iger Jahre zunehmend nichtresorbierbare Kunststoffnetze zur Versorgung von Bauch- und Leistenbrüchen einge setzt (S. Anwar: The use of prosthetics in hernia repair. Hosp. Med. 2003, 64(1), 34–35), welche zu einer signifikanten Senkung der Rezidivrate geführt haben (EU Hernia Trialists Collaboration: Repair of groin hernia with synthetic mesh: meta-analysis of randomized controlled trials. Ann. Surg. 2002, 235(3),322-332). Ferner ist der Einsatz vollständig resorbierbarer Kunststoffnetze bekannt. Diese konnten sich jedoch aufgrund der erhöhten Narbenbildung sowie des konsekutiven Neuauftretens des Bauch- bzw. Leistendefekts nicht durchsetzen (H.R. Willem: Vicryl cushion in the therapie of inguinal and hiatal hernia by induction of strong scar tissue. Chirurg. 1987, 58(4), 300–302).

Aus US 5,700,583 A , US 5,645,850 A und US 5,597,579 A sind vollständig resorbierbare, biokompatible Materialien zur Herstellung unterschiedlichster medizinischer bzw. chirurgischer Gegenstände bekannt, das in Stunden oder wenigen Tagen abbaubar ist. Das Material ist nicht zur Besiedelung mit Zellen vorgesehen. Aus EP 0 841 879 B , US 6,755,867 B und US 6,755,868 B sind stopfenförmige implantierbare Hernien-Prothesen in Form von Faltentrichtern aus nicht resorbierbaren Materialien bekannt, die in die Defektstelle eingesetzt werden. Nach der Implantation soll umliegendes Gewebe in Öffnungen des Implantats einwachsen. Bei diesem Prozess handelt es sich nicht um eine Besiedelung des Materials mit Zellen. Eine Hernien-Prothese aus einem nicht resorbierbaren Material, die mit Hilfe von Befestigungselementen mit Formgedächtnis in das umliegende Gewebe verankert wird, ist in EP 1 083 842 B beschrieben. US 6,737,371 B beschreibt ein Hernien-Implantat, das aus zwei miteinander verwebten Netzgeweben besteht, von denen eines aus einem nicht resorbierbaren und das andere aus einem resorbierbaren Material besteht.

Problematisch an der Implantation nichtresorbierbarer Kunststoffnetze sind jedoch die derzeit nicht absehbaren Langzeitfolgen, weswegen vor ihrem bedenkenlosen Einsatz in der Hernienchirurgie gewarnt wird. Untersuchungen an human explantierten Kunststoffnetzen zeigen bei einer durchschnittlichen Implantationszeit von etwa zwei Jahren eine deutlich erhöhte Zellproliferation und Apoptose um den Bereich des Fremdmaterials (B. Klosterhalfen et al.: Pathology of traditional surgial mesh for hernia repair after long-term implantation in the human. Chirurg. 2000, 71(1), 41–42). Aus zahlreichen Tierexperimenten der Vergangenheit ist bekannt, dass die Implantation unterschiedlicher Kunststofffolien zu einer Sarkominduktion führen kann (R.F. Davies: Peri-renal sarcoma induced by cellulose wrapping. Nature 1965, 207(995), 420). Darüber hinaus bergen die derzeit in der Humanmedizin gebräuchlichen Kunststoffnetze eine Reihe weiterer Nachteile, wie Erhöhung des Infektrisikos, Gewebeschrumpfung und überschießende Narbenbildung (U. Klinge et al.: Do multifilament alloplastic meshes increase the infection rate? Analysis of the polymeric surface, the bacteria adherence, and the in vivo consequences in a rat model. J. Biomol. Mater. Res. 2002, 63(6), 765–771). Darüber hinaus entsprechen die mechanischen Eigenschaften derzeitiger Materialien, nicht denen natürlicher Gewebestrukturen. Insbesondere sind die derzeitigen Materialien – um die erforderliche mechanische Belastbarkeit zu garantieren – zu steif und unflexibel.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine implantierbare Matrix für die operative Behandlung von Hernien bereitzustellen, das eine gegenüber be kannten Materialien verbesserte Biokompatibilität aufweist und in seinen mechanischen Eigenschaften denen natürlicher Gewebestrukturen möglichst nahe kommt. Das Material sollte ferner nach seiner Implantation zu einer möglichst geringen Rezidivrate führen. Es soll ferner ein durch Tissue Engineering erzeugtes Matrixsystem zur Implantation zur Verfügung gestellt werden.

Diese Aufgabe wird zum einen durch eine implantierbare Matrixstruktur zur Induktion einer Neofascie mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Die erfindungsgemäße Matrixstruktur umfasst mindestens eine flächige Matrix aus zumindest einem biokompatiblen synthetischen Polymer, welches in vivo innerhalb einer vorgebbaren Resorptionszeit abbaubar ist, wobei die Matrix eine Oberfläche mit der Eignung aufweist, Gewebezellen zu immobilisieren und die Ausbildung eines Gewebes auf der Oberfläche in vitro und/oder in vivo zu induzieren. Die erfindungsgemäße Gestaltung der Matrixoberfläche gestattet die primäre Ansiedlung von Gewebezellen und nachfolgend die Ausbildung zusammenhängender Gewebestrukturen und schließlich einer selbst tragenden Neofascie, die der zu reparierenden natürlichen Struktur stark ähnelt. Aufgrund der naturnahen Eigenschaften der so gebildeten Neofascie kann auf die stabilisierende Wirkung eines permanenten Implantats verzichtet und ein vollständig resorbierbares Material verwendet werden. Ein nicht resorbierbares Implantat mit seinen nicht unbedenklichen Eigenschaften ist somit entbehrlich.

Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird ferner durch ein hybrides Matrixsystem nach Anspruch 21 gelöst. Das erfindungsgemäße hybride Matrixsystem umfasst eine erfindungsgemäße Matrixstruktur mit mindestens einer flächigen Kunststoffmatrix aus einem biokompatiblen synthetischen Polymer und auf der Kunststoffmatrix immobilisierte Gewebezellen. Ein solches durch Tissue Engineering hergestelltes Produkt ermöglicht nach Implantation eine besonderes schnelle Regeneration des zu reparierenden Gewebes durch Ausbildung einer Neofascie.

Die erfindungsgemäße Matrixstruktur beziehungsweise das hybride Matrixsystem eignet sich zur Reparatur einer Vielzahl von Gewebebrüchen. Es wird gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung besonders bevorzugt zur Behandlung von Hernienbrüchen, insbesondere als Implantat für die Reparatur von Bauch- oder Leistenbrüchen verwendet. Zu diesem Zweck kann entweder die erfindungsgemäße (unbesiedelte) Matrixstruktur oder das erfindungsgemäße hybride Matrixsystem, das heißt die in vitro mit Gewebezellen mehr oder weniger dicht besiedelte Matrixstruktur, eingesetzt werden.

Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zur Generierung einer Neofascie, wobei eine erfindungsgemäße Matrixstruktur aus zumindest einem resorbierbaren, synthetischen, biokompatiblen Polymer verwendet wird und in vitro und/oder in vivo eine Oberfläche der Matrix mit Gewebezellen zumindest teilweise besiedelt wird und ein Wachstum der immobilisierten Zellen zu der Neofascie auf der Matrixoberfläche induziert wird.

Die Erfindung betrifft ferner ein Kit, umfassend die erfindungsgemäße Matrixstruktur oder das erfindungsgemäße hybride Matrixsystem sowie Medien für die Aufbewahrung der Struktur beziehungsweise des Systems und/oder Medien für die Kultivierung von Gewebezellen und/oder Geweben. Die Medien können etwa geeignete Nährstoffe, Wachstumsfaktoren sowie Puffersysteme oder auch weitere Komponenten beinhalten.

Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zur Behandlung von Hernien, insbesondere von Bauch- oder Leistenbrüchen, wobei primäre oder konditionierte Gewebezellen eines Patienten auf eine Matrixstruktur nach einem der Ansprüche 1 bis 20 immobilisiert werden, optional kultiviert werden und die Matrix mit den auf dieser immobilisierten Zellen implantiert wird.

Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.

Matrixstruktur

Die erfindungsgemäße Matrixstruktur weist vorzugsweise mechanischen Eigenschaften auf, welche weitgehend an das zu reparierende Gewebe beziehungsweise das zu generierende Gewebe angepasst sind. Dabei sollte insbesondere die erforderliche mechanische Belastbarkeit der polymeren Kunststoffmatrix zumindest annähernd der des zu erzeugenden Gewebes entsprechen und zudem so lange Bestand haben, bis eine selbsttragende Gewebestruktur aus den immobilisierten Zellen gebildet ist. Dies ermöglicht eine frühzeitige Entlassung des Patienten nach der operativen Implantation des Matrixsystems. So wurden in Untersuchungen an humanen Leichenpräparaten eine Reißfestigkeit der Fascia transversalis bei primärer Naht von mindestens 50 N bei einer Elastizität von mehr als 4 N/cm festgestellt. In diesem Zusammenhang wird daher eine Reißfestigkeit der Matrix von mindestens 35 N, insbesondere 40 N, vorzugsweise von mindestens 50 N bevorzugt. Die Elastizität der Matrix weist vorteilhaft einen Wert von mindestens 2,5 N/cm, insbesondere mindestens 3,0 N/cm und vorzugsweise mindestens 4,0 N/cm auf.

Die Matrix besteht aus einem synthetischen Polymer, das in vivo im Wesentlichen vollständig resorbierbar ist. Dabei wird vorzugsweise die in vivo-Resorptionszeit des Polymers so gewählt, dass eine resorptionsbedingte Veränderung der biomechanischen Matrixeigenschaften, beispielsweise der Reißfestigkeit und der Elastizität, zumindest annähernd durch die sich auf der Matrix ausbildende Gewebestruktur kompensiert wird. Auf diese Weise wird die nachlassende Tragfähigkeit der synthetischen Matrixstruktur durch die zunehmende Belastbarkeit des Gewebes sukzessive ersetzt und im Mittel konstante biomechanische Eigenschaften aufrechterhalten. Insbesondere sollte die Resorptionszeit so gewählt sein, dass die Matrix erst dann vollständig abgebaut ist, wenn ein mechanisch belastbares Gewebe vorliegt. Die bevorzugten Resorptionszeiten des Polymers, innerhalb derer eine praktisch vollständige Degradation der Matrix in vivo erfolgt, betragen bis zu 12 Monate, und besonders bevorzugt zwischen 3 und 6 Monate. Es ist von Bedeutung, dass das erfindungsgemäße Implantat so lange die zur Reparatur der Hernie erforderliche Stabilität und Belastbarkeit aufweist, bis die Zellen eine tragende Neofascie ausgebildet haben. Die Resorptionszeiten sowie die Struktur des Polymers sind daher auf die Dauer abzustimmen, die zur Ausbildung der neuen Gewebestruktur erforderlich ist.

Es ist bevorzugt vorgesehen, dass die Kunststoffmatrix in Form einer Membran oder einer Folie vorliegt oder auch eine netzartige Struktur aufweist. Besonders im Falle relativ langer Resorptionszeiten ist die Membran oder Folie zudem vorteilhaft mit Poren versehen, die einen Austausch von Nährstoffen und Metabolismusprodukten erlauben. Die Kunststoffmatrix kann eine raue oder glatte Oberfläche aufweisen. Sie besitzt vorzugsweise eine Oberflächen textur, welche die Immobilisierung von Gewebezellen, insbesondere von Fibrocyten begünstigt.

Nach einer besonders bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung ist die Oberfläche der Kunststoffmatrix ausgebildet, um ein räumlich gerichtetes Gewebewachstum zu induzieren. Dies wird vorzugsweise durch eine Oberflächenstruktur realisiert, insbesondere durch geradlinige oder wellenförmige, rillenartige oder punktförmige Vertiefungen auf der Matrixoberfläche. Die Struktur kann der Matrix beispielsweise nach oder während ihrer Herstellung aufgeprägt werden. Auf diese Weise ist es möglich, die Bildung eines "anisotropen" Fasciengewebes entlang einer Vorzugsrichtung entsprechend der natürlichen Fascie zu induzieren. Das gleiche Ergebnis kann alternativ oder zusätzlich durch Ausübung eines mechanischen Stimulus auf die Matrix während des Gewebewachstums erhalten werden (s.u.).

Zur Erhöhung der mechanischen Stabilität des erfindungsgemäßen hybriden Fascienmaterials kann ferner eine vollständig resorbierbare Supportschicht, insbesondere in Form eines Netzes, vorgesehen sein, auf welcher die Kunststoffmatrix aufgebracht ist. Es ist ferner eine Anordnung vorteilhaft, bei der diese Stützschicht zwischen zwei erfindungsgemäßen Kunststoffmatrices angeordnet ist. Als Supportschicht eignen sich resorbierbare, kommerziell erhältliche Netze. Im Falle der Verwendung einer Supportschicht gelten die oben genannten biomechanischen Anforderungen für die gesamte Matrixstruktur.

Nach einer weiteren bevorzugten Ausführung der Erfindung weist die polymere Matrix eine bioaktive Beschichtung und/oder Ausstattung auf ihrer Oberfläche auf. Es ist insbesondere vorgesehen, dass die poly mere Matrix vor ihrer Besiedelung mit den Gewebezellen (z.B. Fibrocyten) mit speziellen Inhibitoren beschichtet wird, welche Matrix-abbauende Enzyme, insbesondere Metalloproteasen, hemmen. Vielversprechende geeignete Inhibitoren Matrix-abbauender Enzyme finden sich in Rudek et al. (M.A. Rudek, J. Venitz, W.D. Figg: Matrix metalloproteinase inhibitors: do they have a place in anticancer therapy? Pharmacotherapy. 2002, 22(6), 705–720). Auf diese Weise lässt sich die unerwünschte Degradation des frisch auf der Matrix synthetisierten kollagenen Bindegewebes, der Neofascie, reduzieren.

Das für die Matrix eingesetzte Polymer sollte sich physikalisch-chemisch inert verhalten, möglichst keine Fremdkörperreaktionen auslösen sowie nicht kanzerogen wirken.

Es werden vorzugsweise degradierbare Polymere eingesetzt, bei denen es sich um bioabbaubare, thermoplastische Elastomere, die insbesondere ein Polymersystem darstellen, handelt. Ein Polymersystem ist eine Gruppe von Polymeren, in der verschiedene makroskopische Eigenschaften, beispielsweise mechanische Eigenschaften oder die Abbauzeit des Polymers, durch kleine Änderungen in der chemischen Struktur über weite Bereiche nahezu unabhängig voneinander variiert werden können. Aufgrund dieser günstigen Beeinflussbarkeit stellen diese Polymersysteme vielversprechende Kandidaten für die nächste Generation abbaubarer Implantatmaterialien dar. Es ist besonders bevorzugt vorgesehen, dass das synthetische Polymer ein aus mindestens einem Monomer aufgebautes Makrodiol umfasst, insbesondere ein auf unterschiedlichen Makrodiolen basierendes Blockcopolymer ist. Zu ihrer Herstellung werden zunächst ausgehend von geeigneten, insbesondere cyclischen Monomeren, durch (ringöffnende) Poly merisation Makrodiolbausteine hergestellt. Als Monomere kommen besonders ε-Caprolacton, Diglycolid, Dilactid (L,L-Lactid oder rac-Dilactid) und/oder p-Dioxanon in Frage, die bereits eine medizinische Zulassung haben. Basierend auf diesen Makrodiolen werden dann biokompatible und gleichzeitig bioabbaubare Multiblockcopolymere durch Copolymerisation hergestellt. Die thermoplastischen Elastomere sind bei Raumtemperatur (RT) elastisch und besitzen bei RT hohe Bruchdehnungen ε_R von 650 bis 1100 % bei Elastizitätmoduli zwischen 34 und 90 MPa. Es handelt sich hierbei vorzugsweise zum einen um lineare Multiblockcopolymere mit kristallisierbaren Hartsegmenten aus Poly(p-dioxanon) und einem amorphen Segment, beispielsweise Poly[(L-lactid)-co-glykolid] mit einem Glykolidanteil von circa 15 mol-%. Ebenso eignen sich Multiblockcopolymere, die neben dem kristallinen Poly(p-dioxanon)-Hartsegment ein kristallisierbares Poly(ε-caprolacton)-Segment enthalten. Die thermoplastischen Elastomere werden mittels Cokondensation von zwei oder mehreren verschiedenen Makrodiolbausteinen mit einer bifunktionellen Verknüpfungseinheit (zum Beispiel Diisocyanat, Disäuredichlorid oder Phosgen) hergestellt. Um die gewünschten mechanischen Eigenschaften zu erhalten, werden hohe Molmassen M_W mit Werten von mindestens 100.000 g/mol bevorzugt. Molekulare Parameter dieser Polymersysteme sind Molmasse, Mikrostruktur (Sequenz) und Comonomerverhältnis der Makrodiole sowie der Hartsegmentanteile im Multiblockcopolymer. Hydrolytische Abbauversuche verschiedener Copolyesterurethane in Pufferlösung mit pH 7 bei 37 und 70 °C ergaben, dass die neuen Materialien im Zeitfenster bis zu einem Jahr in vitro vollständig hydrolytisch abbaubar sind, wobei die Abbaugeschwindigkeit in weiten Bereichen variierbar ist. Eine Beschreibung dieser Polymere und ihrer Eigenschaften findet sich in A. Lendlein & R. Langer (Biodegradable, elastic shape-memory polymers for potential biomedical applications. Science 2002, 296(5573), 1673–1676). Im Gegensatz zum Abbauverhalten zahlreicher Polyhydroxycarbonsäuren setzt der Masseverlust bei diesen untersuchten thermoplastischen Elastomeren sehr früh ein und verhält sich nahezu linear zur Abbaudauer.

Neben den thermoplastischen Elastomeren kommt auch eine Reihe von teilkristallinen oder vollständig amorphen, kovalent vernetzten Polymernetzwerksystemen als Polymermaterial für die Kunststoffmatrix in Frage. Insbesondere wurden verschiedene Poly(ε-caprolacton)dimethacrylate mit Molmassen im Bereich von 1500 und 10000 g/mol synthetisiert. Die Herstellung dieser Netzwerke kann ohne den Zusatz eines Photoinitiators einfach durch Bestrahlen mit UV-Licht erreicht werden. Die Poly(ε-caprolacton)-Netzwerke zeigen Schmelztemperaturen zwischen 32 und 52 °C. Keine der untersuchten Materialproben zeigte einen Glasübergang im Temperaturbereich zwischen –20 und 70 °C. In diesem Temperaturbereich sind die Netzwerke elastisch. Die mechanischen Eigenschaften der Materialien wurden bei RT und bei 70 °C untersucht. Der E-Modul liegt bei RT im Bereich von 2 bis 72 MPa. Die Zugfestigkeit σ_max erreicht Werte von 0,4 bis 16,2 MPa und die Bruchdehnung ε_R Werte zwischen 16 und 290 %. Bei 70 °C zeigen die Zug-Dehnungs-Kurven einen für Elastomere typischen Verlauf. Die Elastizitäts-Moduli sind dabei um eine bis zwei Größenordnungen geringer als bei Messungen bei RT. Hydrolytische Abbauversuche verschiedener Poly(ε-caprolacton)-Netzwerke in Pufferlösung mit pH 7 bei 37 und 70 °C haben ergeben, dass diese in vitro einen Masseverlust von unter 5 während eines Jahres aufweisen. Durch Einführen von bis zu 15 mol-% an Diglycolid als Comonomer ließ sich die Abbauzeit beschleunigen. In vitro findet man dann bis zu 50 % Massenverlust in einem Jahr. Als Precursor zur Herstellung amorpher Polymernetzwerke wurden definierte hydroxyfunktionalisierte Oligomere mittels ringöffnender Copolymerisation von rac-Dilactiden und Diglycolid und den hydroxyfunktionalisierten Initiatoren di,- tri- und tetrafunktionalen Initiatoren hergestellt. Diese Oligomere werden unter Verwendung eines aliphatischen Diisocyanats als Vernetzer endgruppenverknüpft. In DSC-Untersuchungen zeigen diese Netzwerke nur einen Glasübergang und keinen Schmelzpunkt, die Polymernetzwerke sind also amorph und somit transparent. Oberhalb der Glasübergangstemperatur, die im Bereich von 45 bis 65 °C liegt, zeigen die Materialien Gummielastizität. Der E-Modul nimmt dabei um einen Faktor 200 bis 600 MPa ab. Der E-Modul bei 25 °C liegt zwischen 300 und 600 MPa bei Zugfestigkeiten σ_max zwischen 30 und 45 MPa und Bruchdehnungen ε_R von 80 bis 300 %. Bei 37 °C betragen die E-Moduli zwischen 75 und 430 MPa bei Zugfestigkeiten σ_max zwischen 15 und 40 MPa und Bruchdehnungen ε_R von 250 bis 430 %. Die Abbaubarkeit wurde in Pufferlösung mit pH 7 bei 37 °C bestimmt. Diese variiert mit den Diglycolatgehalten von nahezu hydrolytisch inert bis zu Masseverlusten von 90 % innerhalb von 100 Tagen bei Diglycolatgehalten von 50 mol-%.

Neben den beschriebenen Polymeren können im Rahmen der Erfindung auch alle anderen bekannten, biokompatiblen, insbesondere biodegradierbaren Polymere für die Kunststoffmatrix eingesetzt werden.
Hybrides Matrixsystem
Das erfindungsgemäße implantierbare hybride Matrixsystem umfasst im Wesentlichen die vorstehend beschriebene Matrixstruktur mit darauf angesiedelten einzelnen Gewebezellen und/oder bereichsweise zusammenhängenden Gewebestrukturen beziehungsweise einer voll ausgebildeten Neofascie. Gewebestruktur und Neofascie sind durch das Vorhandensein extrazellulärer Matrix (Glycokalix), Kollagen und Elastin gekennzeichnet. Gleichzeitig ist möglich, die verwendete Kunststoffmatrix ein- oder auch beidseitig mit den Zellen zu besiedeln.
Bei den Gewebezellen handelt es sich vorzugsweise um Fibrozyten, Fibroblasten, Myoblasten, ortsständigen Bindegewebszellen, Stammzellen oder auch Mischungen von diesen. Die Zellen stammen bevorzugt aus der Fascia transversalis, der Fascia lata oder anderen Fascien, oder aus der Haut oder des ligamentären Bewegungsapparates. Insbesondere handelt es sich um Fibrozyten der Fascia transversalis. Ferner kann es sich um autologe, allogene oder xenologe Gewebezellen, vorzugsweise autologen Zellen handeln. Durch Kombination des biokompatiblen Matrixmaterials mit autologen, das heißt dem Patienten entnommenen Zellen, wird eine Struktur mit hervorragender Gewebeverträglichkeit erhalten, die zur Bildung einer autologen Fascie führt, die immunologisch mit der Fascie des Patienten übereinstimmt.
Verfahren zur Generierung/Induktion einer Neofascie
Die Induktion der Neofascie auf der Matrixstruktur kann prinzipiell auf drei unterschiedlichen Wegen erreicht werden. Nach einer ersten Variante werden die Gewebezellen außerhalb des Körpers auf die polymere Matrixstruktur immobilisiert und anschließend in vitro kultiviert, wobei abhängig von der Kultivierungsdauer ein mehr oder weniger konfluenter Zellteppich, einzelne Gewebeansätze oder sogar ein intaktes Gewebe (Neofascie) erhalten wird. Erst dann erfolgt die Implantation des so erzeugten hybriden Matrixsystems in den Patienten. Nach der zweiten Variante werden die Zellen ebenfalls außerhalb des Körpers auf die Matrixstruktur aufgebracht, dann aber unmittelbar ohne vorherige Kultivierung implantiert. Gemäß der dritten Variante wird die erfindungsgemäße Matrixstruktur als solche im unbesiedelten Zustand implantiert, so dass eine Immobilisierung der Zellen erst in vivo erfolgt. Nach der zweiten und dritten Variante findet die Gewebebildung vollständig im Körper statt. Demgegenüber kann bei der ersten Variante die initiale Gewebebildung in vitro oder in vivo erfolgen, wobei im Körper eine Weiterbildung des Gewebes anschließen kann.
Für die Besiedlung der polymeren Matrix gemäß der ersten und zweiten Verfahrensvariante können sowohl primäre als auch konditionierte Zellen verwendet werden. Um die begrenzte Passagezeit der Gewebezellen, insbesondere humaner Fibrocyten, zu verlängern, kann vorteilhaft eine Immortalisierung der Zellen erfolgen, indem eine ektope Expression der reversen Transkriptaseuntereinheit von humaner Telomerase (hTERT) induziert wird. Auf diese Weise lässt sich die Proliferation der Zellkultur und damit das Wachstum und die Überlebensdauer vergrößern. Insbesondere können zunächst dem Hernien-Patienten operativ (minimalinvasiv) Fibrozyten der Fascia transversalis entnommen werden, diese primären autologen Zellen in Kultur konditioniert und imortalisiert werden und anschließend in vitro auf der Polymermatrix immobilisiert werden. Nach einer weiteren Kultivierung, während der die Ausbildung einer Neofascie zumindest ansatzweise induziert wird, erfolgt die Transplantation des so erhaltenen Tissue-Engineering-Produktes.
Bei allen drei Verfahrenvarianten wird ein gerichtetes Zellwachstum angestrebt, um ein Gewebe mit biomechanischen Eigenschaften zu erhalten, die denen des zu reparierenden Gewebes möglichst nahe kommen. Eine erste, bereits oben beschriebene Methode verwendet zu diesem Zweck eine Matrix mit einer geeigneten Oberflächenstrukturierung. Diese kann beispielsweise bereits durch eine entsprechende Netzstruktur der Matrix gegeben sein oder durch Poren und/oder Rillen auf dem Netz, der Folie oder der Membran. Eine weitere Methode zur Induktion eines gerichteten Gewebewachstums sieht zusätzlich oder alternativ vor, einen mechanischen Stimulus auf die polymere Matrixstruktur auszuüben. Dieser kann insbesondere durch eine wechselweise erfolgende Dehnung der Matrixstruktur in eine Raumrichtung und Entspannung appliziert werden. Hierfür wird die Matrix eingespannt und beispielsweise elektromotorisch gedehnt und entspannt.

Claims

Matrixstruktur zur Induktion einer Neofascie, die mindestens eine flächige Matrix aus zumindest einem biokompatiblen synthetischen Polymer aufweist, welches in vivo innerhalb einer Resorptionszeit abbaubar ist, wobei die Matrix eine Oberfläche mit der Eignung aufweist, Gewebezellen zu immobilisieren und die Ausbildung eines Gewebes auf der Oberfläche in vitro und/oder in vivo zu induzieren.
Matrixstruktur nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix ausgewählte mechanische Eigenschaften aufweist, insbesondere eine mechanische Belastbarkeit, die zumindest annähernd den mechanischen Eigenschaften des zu erzeugenden Gewebes entsprechen.
Matrixstruktur nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix eine Reißfestigkeit von mindestens 35 N, insbesondere mindestens 40 N, bevorzugt mindestens 50 N, aufweist.
Matrixstruktur nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix eine Elastizität von mindestens 2,5 N/cm, insbesondere mindestens 3,0 N/cm, bevorzugt mindestens 4,0 N/cm, aufweist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Resorptionszeit des Polymers in vivo derart gewählt ist, dass eine resorptionsbedingte Veränderung der mechanischen Eigenschaften der Matrix zumindest annähernd durch das sich auf der Matrix bildende Gewebe kompensierbar ist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Resorptionszeit des Polymers in vivo derart gewählt ist, dass ein vollständiger Abbau der Matrix erst vorliegt, wenn ein mechanisch belastbares Gewebe gebildet ist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Resorptionszeit höchstens 12 Monate, insbesondere zwischen 3 und 6 Monaten, beträgt.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix eine Membran oder eine Folie ist oder eine netzartige Struktur aufweist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix die Eignung aufweist, ein räumlich gerichtetes Gewebewachstum auf ihrer Oberfläche zu induzieren.
Matrixstruktur nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix eine Oberflächenstruktur aufweist, welche das gerichtete Zellwachstum induziert, dass die Matrix insbesondere geradlinige oder wellenförmige, rillenartige Vertiefungen oder punktförmige Vertiefungen auf ihrer Oberfläche aufweist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix Poren aufweist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix auf einer resorbierbaren Supportschicht, insbesondere einem Supportnetz, aufgebracht ist.
Matrixstruktur nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Supportschicht zwischen zwei Matrices angeordnet ist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix eine bioaktive Beschichtung und/oder Ausstattung auf ihrer Oberfläche aufweist.
Matrixstruktur nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix mit natürlichen oder synthetischen Inhibitoren Matrix-abbauender Enzyme und/oder mit Wachstumsfaktoren behandelt, insbesondere beschichtet ist.
Matrixstruktur nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das synthetische Polymer ein thermoplastisches Elastomer, insbesondere ein Polymersystem von solchen ist.
Matrixstruktur nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass das synthetische Polymer ein aus mindestens einem Monomer aufgebautes Makrodiol umfasst, insbesondere ein auf unterschiedlichen Makrodiolen basierendes Blockcopolymer ist.
Matrixstruktur nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass das mindestens eine Monomer ausgewählt ist aus der Gruppe, die ε-Caprolacton, Diglycolid, Dilactid (L,L-Lactid oder rac-Dilactid) und p-Dioxanon umfasst.
Matrixstruktur nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das synthetische Polymer ein teilkristallines oder vollständig amorphes, kovalent vernetztes Polymernetzwerksystem umfasst.
Matrixstruktur nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass das teilkristalline oder vollständig amorphe Polymernetzwerksystem auf Poly(ε-caprolacton)-Netzwerken basiert, insbesondere ein photovernetztes Polymernetzwerk aus Poly(ε-caprolacton)dimethylacrylat ist.
Hybrides Matrixsystem zur Induktion einer Neofascie, umfassend eine Matrixstruktur nach einem der Ansprüche 1 bis 20 sowie auf der Matrixoberfläche immobilisierte Gewebezellen.
Hybrides Matrixsystem nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den immobilisierten Gewebezellen um Fibrozyten, Fibroblasten, Myoblasten, ortsständigen Bindegewebszellen, Stammzellen oder Mischungen von diesen handelt.
Hybrides Matrixsystem nach Anspruch 21 oder 22, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Gewebezellen um Zellen der Fascia transversalis, der Fascia lata oder anderen Fascien, oder um Zellen der Haut oder des ligamentären Bewegungsapparates handelt.
Hybrides Matrixsystem nach einem der Ansprüche 21 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Gewebezellen um autologe oder allogene oder xenologe Zellen, insbesondere autologe Zellen, handelt.
Hybrides Matrixsystem nach einem der Ansprüche 21 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebezellen auf der Matrix einzeln vorliegen, einen Zellteppich und/oder zumindest bereichsweise zusammenhängende Gewebestrukturen ausbilden.
Hybrides Matrixsystem nach einem der Ansprüche 21 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix ein- oder beidseitig die immobili sierten Gewebezellen und/oder Gewebestrukturen aufweist.
Verwendung eines Matrixsystems nach einem der Ansprüche 1 bis 20 oder eines hybriden Matrixsystems nach einem der Ansprüche 21 bis 26 zur Behandlung von Hernien, insbesondere als Implantat für die Reparatur von Bauch- oder Leistenbrüchen.
Verfahren zur Generierung einer Neofascie, wobei eine Matrixstruktur nach einem der Ansprüche 1 bis 20 mit zumindest einer Matrix aus zumindest einem resorbierbaren, synthetischen, biokompatiblen Polymer verwendet wird und in vitro und/oder in vivo eine Oberfläche der Matrix mit Gewebezellen zumindest teilweise besiedelt wird und ein Wachstum der immobilisierten Zellen zu der Neofascie auf der Matrixoberfläche induziert wird.
Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebezellen zunächst in vitro auf der Matrix immobilisiert werden, in vitro kultiviert werden, insbesondere bis ein Zellteppich oder zumindest bereichsweise zusammenhängende Gewebestrukturen oder eine intakte Neofascie vorliegen, und die besiedelte Matrix implantiert wird.
Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Gewebezellen zunächst in vitro auf der Matrix immobilisiert werden und nach Implantation der besiedelten Matrix ein Wachstum der Zellen auf der Matrix zu einer Neofascie in vivo induziert wird.
Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Immobilisierung der Gewebezellen und die Induzierung des Gewebewachstums nach Implantation der unbesiedelten Matrixstruktur jeweils in vivo erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 28 bis 31, dadurch gekennzeichnet, dass ein gerichtetes Gewebewachstum auf der Matrix in einer Vorzugsrichtung in vitro und/oder in vivo durch Verwendung eines Matrixstruktur mit einer strukturierten Oberfläche induziert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 28 bis 32, dadurch gekennzeichnet, dass ein gerichtetes Gewebewachstum auf der Matrix in einer Vorzugsrichtung in vitro durch Ausübung eines mechanischen Stimulus auf die Matrixstruktur, insbesondere durch Applikation einer alternierenden Dehnung und Entspannung der Matrixstruktur, induziert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 28 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass Gewebezellen verwendet werden, die in Form von primären oder konditionierten und gegebenenfalls immortalisierten Zellen eingesetzt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 28 bis 34, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Gewebezellen um Fibrozyten, Fibroblasten, Myoblasten, ortsständigen Bindegewebszellen, Stammzellen oder Mischungen von diesen handelt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 28 bis 35, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei den Gewebezellen um Zellen der Fascia transversalis, der Fascia lata oder anderen Fascien, oder um Zellen der Haut oder des ligamentären Bewegungsapparates handelt.
Neofascie hergestellt nach einem Verfahren nach einem der Ansprüche 28 bis 36.
Kit für die Generierung einer Neofascie umfassend eine Matrixstruktur nach einem der Ansprüche 1 bis 20 oder ein hybrides Matrixsystem nach einem der Ansprüche 21 bis 26 sowie Medien für die Aufbewahrung und/oder Kultivierung von Gewebezellen und/oder Geweben.
Verfahren zur Behandlung von Hernien, insbesondere von Bauch- oder Leistenbrüchen, wobei primäre oder konditionierte Gewebezellen eines Patienten auf eine Matrixstruktur nach einem der Ansprüche 1 bis 20 immobilisiert werden, optional kultiviert werden und die Matrix mit den auf dieser immobilisierten Zellen implantiert wird.