心臓弁の組織工学

組織工学による心臓弁（TEHV）は、心臓弁の完全または部分的な置換を必要とする人々のために、生体心臓弁を作成するという新しい進歩的な治療法を提案します。現在、年間25万個以上の人工心臓弁が埋め込まれており^[1]、置換手術を必要とする患者の数は今後50年間で増加し、3倍になると予想されています。^[2]機械弁や生体弁などの現在の治療法は健康に有害ではありませんが、機械弁は生涯にわたる抗凝固剤の使用を必要とし、生体弁は構造的劣化や再手術の影響を受けやすいという点で、どちらも独自の制限があります。^{[2] [3]}したがって、心臓弁のin situ（元の位置または場所）での組織工学は、人体の生物学的システム内で成長、適応、相互作用できる宿主自身の細胞で構成された生体心臓弁を作成するという使用法を探求する新しいアプローチとして機能します。^[4]

研究はまだ臨床試験の段階に達していない。

さまざまな生体材料（生物学的、合成、またはその両方の組み合わせ）を使用してスキャフォールドを作成することができ、これを人体に埋め込むと宿主組織の再生を促進することができます。^[5] まず、スキャフォールドを移植する患者から細胞を採取します。これらの細胞は増殖し、作成されたスキャフォールドに播種され、その後、人体内に挿入されます。^[6]人体はバイオリアクターとして機能し、スキャフォールドの周囲に繊維状タンパク質とともに細胞外マトリックス（ECM）を形成し、心臓と循環器系に必要な環境を提供します。^[7]外来スキャフォールドの最初の移植により、異物反応によって誘導されるさまざまなシグナル伝達経路がトリガーされ、近隣組織から細胞がリクルートされます。^[2]スキャフォールドを取り囲む新しいナノファイバーネットワークは、宿主の体内の天然ECMを模倣しています。^[8]細胞が細胞に増殖し始めると、足場は徐々に分解するように設計されており、宿主自身の細胞で作られた心臓弁が残ります。この心臓弁は細胞の再増殖が完全に可能で、体内の環境変化に耐えることができます。^[9]組織工学用に設計された足場は、移植と分解後も長期間にわたって組織の構築、生存、機能性を導くため、最も重要なコンポーネントの1つです。^[要出典]

生物学的スキャフォールドは、ヒトドナー組織または動物から作成できますが、動物組織の方が入手しやすく、豊富であるため、より人気があります。^[10] 異種移植、つまりレシピエントとは異なる種のドナーからの心臓弁は、ブタ、ウシ、またはヒツジのいずれかから作ることができます。^[8]ヒトまたは動物の組織を使用する場合、有用なスキャフォールドを作成するための最初のステップは脱細胞化です。これは、ECMマトリックスを維持しながら細胞内容物を除去することを意味します。^[11]これは、合成スキャフォールドをゼロから製造する場合に比べて有利です。細胞物質の相互作用を破壊する非イオン性およびイオン性洗剤の使用や、ペプチド結合、RNA、DNAを切断する酵素の使用など、多くの脱細胞化方法が使用されています。^[8]

また、足場を製造し、それを生物学的な手がかりと組み合わせる現在のアプローチもあります。^[2]製作された足場は、生物材料、合成材料、または両方の材料の組み合わせを使用してゼロから製造し、画像技術を使用して観察された天然の心臓弁を模倣することもできます。足場は生の材料から作られるため、足場の特性を制御する柔軟性が大幅に高まり、よりカスタマイズできます。製作された足場のいくつかのタイプには、細胞破片が通過できるように大きな細孔ネットワークを備えた固体の3D多孔質足場があり、これにより組織と血管の成長がさらに促進されます。^[12] 3D多孔質足場は、3Dプリントまたはポリグリコール酸（PGA）やポリ乳酸（PLA）からコラーゲンなどのより自然なポリマーに至るまでのさまざまなポリマーを使用して製造できます。^[8]

繊維状スキャフォールドは、高い成長因子を持つ繊維を使用することで、ECMの構造に密接に一致する可能性があります。繊維状スキャフォールドを製造する技術には、電界紡糸法^{[13] [11]}があり、これはポリマーの液体溶液を高電圧で引き伸ばして細い繊維を生成する方法です。3D多孔質スキャフォールドとは対照的に、繊維状スキャフォールドは細孔サイズが非常に小さいため、スキャフォールド内での細胞の浸透を防ぎます。^[14]

ハイドロゲル足場は、フリーラジカル重合や共役付加反応などの様々な反応を通じて親水性ポリマーを架橋することによって作られます。^[8]ハイドロゲルは水分含有量が多いため、栄養素や小さな物質が通過しやすいという利点があります。^[15]

外科的に移植された外来生体材料の生体適合性は、生体材料と宿主の体組織との相互作用を指します。細胞株や線維芽細胞などの細胞の種類は、細胞の形態を変化させることで、移植された外来デバイスに対する組織の反応に大きな影響を与える可能性があります。^[16]したがって、細胞源と生体材料の表面特性に依存するタンパク質吸着は、スキャフォールド部位での組織反応と細胞浸潤に重要な役割を果たします。^[要出典]

外科手術によって外来の器具や材料を移植すると、少なくともある程度の組織損傷が生じる。そのため、特に生体心臓弁を部分的または完全に除去すると、組織損傷が一連の炎症反応を引き起こし、急性炎症を引き起こす。急性炎症の初期段階では、血管拡張が起こり、創傷部位への血流が増加し、成長因子、サイトカイン、その他の免疫細胞が放出される。さらに、細胞は活性酸素種とサイトカインを放出し、周囲の組織に二次的な損傷を引き起こす。^[17] これらの化学因子は、その後、単球や白血球などの他の免疫応答細胞の動員を促進し、血栓やタンパク質を豊富に含むマトリックスの形成を促進する。^[要出典]

急性炎症反応が持続すると、体は慢性炎症を起こします。この継続的かつ全身的な炎症段階における主な原動力の 1 つは、マクロファージの浸潤です。マクロファージとリンパ球は、生体材料部位への栄養供給を助けるために、新しい組織と血管の形成を誘発します。その後、新しい線維組織が異物である生体材料を包み込み、生体材料と周囲の組織との相互作用を最小限に抑えます。慢性炎症の長期化は感染の兆候である可能性が高いですが、炎症は手術後 5 年まで続くこともあります。線維症と炎症細胞の存在を特徴とする慢性炎症は、デバイス埋め込み後 30 日のラット細胞で観察されました。^[18]

慢性炎症の後、細胞残骸と石灰化の蓄積により、移植後約 60 日で石灰化が起こり、生体適合性インプラントデバイスの生体内での機能性が損なわれる可能性があります。

通常の生理学的条件下では、炎症細胞が異物から身体を保護し、身体は生体材料表面への血液とタンパク質の吸着に基づく異物反応を起こす。インプラント後の最初の2〜4週間は、生体材料付着マクロファージと異物インプラント部位付近のサイトカイン発現との間に関連があり、これは半定量的RT-PCRを使用して調査することができる。^[19]マクロファージは融合して異物巨細胞（FBGC）を形成し、同様に細胞膜上にサイトカイン受容体を発現し、炎症反応に積極的に関与する。有機ポリエーテルポリウレタン（PEU）ペースメーカーのデバイス故障は、シリコーンゴムと比較した場合、異物反応が実際に生体材料の劣化につながり、その後のデバイス故障を引き起こす可能性があることを示しています。機能と耐久性の低下を防ぐためにの使用は、生体材料の劣化の速度を最小限に抑え、遅くするために提案されています。^[19]

組織工学による心臓弁は、従来の生物学的弁や機械弁に比べて次のような利点があります。

• 生体弁 – 生体弁は成長し、生物学的環境に反応する能力を持っているため、生体心臓弁置換術の選択肢は子供にとって非常に最適であり、特に体が絶えず変化している子供にとって有益です。^[11]この選択肢は、子供の生涯に必要な再手術の回数を減らすのに役立ちます。
• カスタマイズされたプロセス – 組織工学で使用されるスキャフォールドは最初から製造できるため、柔軟性と制御性が向上します。これにより、組織工学で製造された心臓弁をカスタマイズし、スキャフォールドの形状や生体材料の構成などの特性を患者に合わせてカスタマイズできるようになります。

組織工学による心臓弁が完全に臨床的に導入されるまでには、まだ多くのリスクと課題に対処し、検討する必要があります。

• 汚染 – 特定の原材料は、ウイルスや感染症の感受性につながる微生物学的環境を育む可能性があります。^[20]外部スキャフォールドが人体に埋め込まれる場合はいつでも、汚染は避けられませんが、無菌技術を実施することで軽減できます。
• スキャフォールドの相互作用 - 細胞と移植されたスキャフォールドとの相互作用には多くのリスクが伴います。現在の研究では、特定の生体適合性要件がまだほとんどわかっていないためです。^[20]これらの相互作用に対する反応も非常に個人差があり、特定の患者の生物学的環境に依存します。そのため、以前に研究された動物モデルは、人体での結果を正確に反映していない可能性があります。^{[21]スキャフォールドと周囲の組織との間の相互作用が非常に強いため、}生分解性、生体適合性、免疫原性などの特性はすべて、最終製品の性能を左右する重要な要素であるため、慎重に考慮する必要があります。^{[20] [11]}
• 構造の複雑さ – 心臓弁は不均一な構造をしており、非常に複雑で動的であるため^[21]、組織工学による弁で模倣するのは困難です。新しい弁は、生体弁の解剖学的形状と機械的機能を満たしながら、高い耐久性を備えていなければなりません。^[11]

研究では、ポリマー製のスキャフォールドに様々な細胞株をin vitroで播種し、スキャフォールドは時間の経過とともに分解し、細胞マトリックスとタンパク質が残りました。心臓弁の組織工学に関する最初の研究は1995年に発表されました。^[11] 1995年から1996年にかけて、ShinokaはFDAによってヒトへの移植が承認されたポリグリコール酸（PGA）製のスキャフォールドを使用し、羊の肺弁尖を置き換えることを目的として、羊の内皮細胞と線維芽細胞を播種しました。^[22] Shinokaの研究の結果、はるかに厚く硬い人工心臓弁が生まれました。これをきっかけに、Hoerstrupはポリ4-ヒドロキシ酪酸（P4HB）でコーティングされたPGAスキャフォールドと羊の内皮細胞および筋線維芽細胞を使用して、羊の3つの肺弁尖すべてを置き換える研究を行いました。^[23]

研究されたもう一つの選択肢は、脱細胞化された生物学的スキャフォールドを使用し、それに対応する細胞をin vitroで播種することであった。^{[21] 2000年に、Steinhoffは、羊の内皮細胞と筋線維芽細胞を播種した脱細胞化された羊肺弁スキャフォールドを移植した。 [24]} Dohmenはその後、脱細胞化された凍結保存された肺同種移植スキャフォールドを作成し、それにヒト血管内皮細胞を播種して、2002年にヒト患者の右室流出路（RVOT）を再建した。^[25] Perryは2003年にP4HBでコーティングされたPGAスキャフォールドに羊間葉系幹細胞をin vitroで播種したが、in vivo研究は実施されなかった。^[26] 2004年に岩井は、コラーゲンマイクロスポンジ球状スキャフォールドと配合したポリ（乳酸グリコール酸）PLGAを使用し、犬の肺動脈部位に内皮細胞と平滑筋細胞を播種した研究を行った。^[27]サザーランドは2005年に羊間葉系幹細胞を播種したPGAとポリL乳酸（PLLA）スキャフォールドを使用して、羊の3つの肺弁葉すべてを置換した。^[28]

動物モデルとヒトで生体内心臓弁の組織工学を利用した研究は少数ある。2000年に、Mathenyは豚の小腸粘膜下組織を使用して肺弁の1つの弁尖を置き換える研究を行った。 ^[29]臨床現場でも限られた研究が行われてきた。例えば、2001年にElkinsはSynerGraftで処理した脱細胞化ヒト肺弁を患者に移植した。^[30] Simonも同様にSynerGraftで脱細胞化した豚弁を小児への移植に使用した。^[31]しかし、これらの弁は宿主細胞がなく、代わりに足場部位に大量の炎症細胞が見つかったため、広く機能しなくなった。^{[32] [33] [8]}ドイツのベルリンでドーメン、コネルツらが主導した研究では、2002年から2004年にかけてロス手術を受けた50人の患者に豚の生体弁を移植した。 ^[33]平均年齢46歳の成人に、マトリックスPとも呼ばれる脱細胞化豚異種移植弁を使用し、肺弁置換の提案を行うことを目的とした。術後に死亡し再手術を余儀なくされた患者もいたが、弁が本来の健康な弁と同様に機能していることから、短期的な結果は良好であるように思われる。^{[34]ある動物実験では、}経カテーテル大動脈弁置換術（TAVR）と組織工学心臓弁（TEHV）を組み合わせた。ヒト細胞由来の細胞外マトリックスを組み込んだTAVRステントが羊に移植され、検査されたところ、弁は構造的完全性と細胞浸潤を維持し、TAVRを若年患者にまで拡大する臨床応用の可能性が示された。^[35]

多くの試験管内および生体内研究が動物モデルでテストされているが、動物モデルから人間への応用はまだ始まっていない。手術切開部位の大きさ、手術時間、利用可能な資源とコストなどの要因をすべて考慮する必要がある。 ^{[36]合成ナノ材料は、心臓弁の組織工学で使用される足場を進歩させる可能性がある。}ナノテクノロジーの使用は、製造された足場のより高い引張強度などの有益な特性を拡大するのに役立つ可能性がある。^[37]

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