人工心臓弁
最後に見直したもの： 04.07.2025
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人工心臓弁はどのように開発されるのでしょうか?
組織工学の科学的概念は、三次元バルブ構造である合成または天然の吸収性足場（マトリックス）内で生きた細胞（線維芽細胞、幹細胞など）を増殖させるというアイデアと、細胞外マトリックスの形成期間中に移植細胞の遺伝子発現、組織化、生産性を調節するシグナルの使用に基づいています。
このような人工心臓弁は、患者の組織と融合することで、最終的な構造と機能の修復とさらなる維持が図られます。この場合、細胞（線維芽細胞、筋線維芽細胞など）の働きによって、元のマトリックス上に新たなコラーゲン-エラスチン骨格、より正確には細胞外マトリックスが形成されます。その結果、組織工学によって作製される最適な人工心臓弁は、解剖学的構造と機能において本来のものと近いだけでなく、生体力学的適応性、修復能力、成長能力も備えている必要があります。
組織工学では、様々な細胞採取源を用いて人工心臓弁を開発しています。異種細胞や同種細胞を使用することができますが、前者は人獣共通感染症をヒトに感染させるリスクを伴います。同種細胞の遺伝子改変により、抗原性を低下させ、拒絶反応を防ぐことができます。組織工学には信頼できる細胞源が必要です。このような細胞源は、患者から直接採取した自家細胞であり、再移植時に免疫反応を引き起こしません。効果的な人工心臓弁は、血管（動脈と静脈）から採取した自家細胞に基づいて製造されます。純粋な細胞培養を得るために、蛍光活性化細胞選別法（FACS）を用いた方法が開発されました。血管から採取した混合細胞集団は、内皮細胞の表面に選択的に吸収されるアセチル化低密度リポタンパク質マーカーで標識されます。血管から採取された細胞の大部分は平滑筋細胞、筋線維芽細胞、線維芽細胞の混合物であり、内皮細胞はそれらから容易に分離できます。細胞の供給源が動脈由来か静脈由来かは、最終的な構造体の特性に影響を与えます。例えば、静脈細胞を播種したマトリックスを用いた人工心臓弁は、動脈細胞を播種した構造体よりもコラーゲン形成と機械的安定性に優れています。末梢静脈を選択することは、細胞採取のより簡便な供給源であると考えられます。
筋線維芽細胞は頸動脈からも採取できます。しかし、血管由来細胞は天然の間質細胞とは大きく異なる特性を持っています。代替細胞源として、自己臍帯細胞を使用することができます。
幹細胞に基づく人工心臓弁
近年、組織工学の進歩は幹細胞研究によって促進されてきました。赤色骨髄幹細胞の利用には利点があります。特に、生体材料の採取とin vitro培養、そして様々な種類の間葉系細胞への分化が簡便であるため、損傷のない血管の使用を回避できます。幹細胞は多能性細胞系譜の供給源であり、独自の免疫学的特性を有しており、同種異系における安定性に貢献しています。
ヒト赤色骨髄幹細胞は、胸骨穿刺または腸骨稜穿刺によって採取されます。10～15 mlの胸骨穿刺液から単離され、他の細胞から分離され、培養されます。必要な細胞数（通常21～28日以内）に達すると、マトリックス上に播種（コロニー形成）され、静置状態で栄養培地中で培養されます（37℃、5% CO2存在下で7日間、加湿インキュベーター内で培養）。その後、細胞の成長は、培養液を介して（生物学的刺激）、または脈動流を伴う再生装置（バイオリアクター）内で等尺性変形中に組織成長のための生理学的条件を作り出すことによって刺激されます（機械的刺激）。線維芽細胞は、成長と機能的活性を促進する機械的刺激に敏感です。脈動流は、半径方向および円周方向の変形を増加させ、これにより、細胞集団は応力の方向へ配向（伸長）します。これは、弁の配向された繊維構造の形成につながります。一定流量では、壁には接線方向の応力のみが生じます。脈動流は、細胞の形態、増殖、および細胞外マトリックスの組成に有益な効果をもたらします。バイオリアクター内の栄養培地の流れ、物理化学的条件（pH、pO2、pCO2）も、コラーゲンの生成に大きな影響を与えます。したがって、層流と周期的な渦電流はコラーゲンの生成を促進し、機械的特性の向上につながります。
組織構造を成長させる別のアプローチは、人体の生理学的条件をシミュレートするのではなく、バイオリアクター内で胚の状態を作り出すことである。幹細胞に基づいて成長した組織バイオバルブは、可動性と柔軟性を備えたフラップを有し、生理学的レベルを超える高圧と流量の影響下で機能することができる。これらの構造のフラップの組織学的および組織化学的研究は、マトリックスの生物的破壊と生存組織への置換の活発なプロセスの存在を示した。組織は、天然組織と同様の細胞外マトリックスタンパク質の特性、I型およびIII型コラーゲン、およびグリコサミノグリカンの存在を伴う層状型に従って構成されている。しかし、フラップの典型的な3層構造（心室層、海綿状層、線維層）は得られなかった。すべての断片で発見されたビメンチンを発現するASMA陽性細胞は、筋線維芽細胞と同様の特性を有していた。電子顕微鏡検査により、生存可能な分泌活性筋線維芽細胞（アクチン/ミオシンフィラメント、コラーゲン糸、エラスチン）の特徴を持つ細胞要素と、組織表面の内皮細胞が明らかになりました。
弁膜上にはI型コラーゲン、III型コラーゲン、ASMA、ビメンチンが検出されました。組織弁膜と天然構造の弁膜の機械的特性は同等でした。組織人工心臓弁は20週間にわたり優れた性能を示し、微細構造、生化学的プロファイル、タンパク質マトリックスの形成において天然の解剖学的構造に類似していました。
組織工学によって得られた人工心臓弁はすべて、その機械的特性が大動脈弁位での負荷に対応していないため、動物の肺動脈位で移植されました。動物から摘出された組織弁は、生体内の組織弁と構造が類似しており、生体内でさらに発達し再構築されることを示唆しています。動物実験で観察されたように、人工心臓弁移植後も生理条件下で組織再構築と成熟のプロセスが継続するかどうかは、今後の研究によって明らかになるでしょう。
理想的な人工心臓弁は、細胞の成長、栄養供給、そして細胞代謝産物の除去に不可欠なため、少なくとも90%の多孔性を有する必要があります。生体適合性と生分解性に加えて、人工心臓弁は細胞播種に化学的に好ましい表面特性を持ち、天然組織の機械的特性に適合している必要があります。経時的な機械的安定性を確保するため、マトリックスの生分解レベルは制御可能で、新生組織の形成レベルに比例している必要があります。
現在、合成マトリックスと生物学的マトリックスが開発されています。マトリックスを作成するための最も一般的な生物学的材料は、ドナーの解剖学的構造、コラーゲン、フィブリンです。ポリマー人工心臓弁は、移植された細胞が独自の細胞外マトリックスネットワークを生成・組織化し始めると、移植後に生分解するように設計されています。新しいマトリックス組織の形成は、成長因子、サイトカイン、またはホルモンによって制御または刺激することができます。
ドナー人工心臓弁
ヒトまたは動物由来のドナー人工心臓弁は、免疫原性を低減するために脱細胞化によって細胞抗原を枯渇させ、マトリックスとして使用することができます。細胞外マトリックスの保存されたタンパク質は、その後の播種細胞の接着の基礎となります。細胞成分の除去（無細胞化）には、凍結、トリプシン/EDTA処理、界面活性剤（ドデシル硫酸ナトリウム、デオキシコール酸ナトリウム、トリトンX-100、MEGA 10、TnBR CHAPS、Tween 20）、および多段階酵素処理法が存在します。この場合、コラーゲンとエラスチンを保存しながら、細胞膜、核酸、脂質、細胞質構造、および可溶性マトリックス分子が除去されます。しかし、理想的な方法はまだ見つかっていません。処理後24時間で細胞を完全に除去できたのは、ドデシル硫酸ナトリウム（0.03～1%）またはデオキシコール酸ナトリウム（0.5～2%）のみでした。
動物実験（イヌおよびブタ）において摘出された脱細胞化生体弁（同種移植および異種移植）の組織学的検査では、部分的な内皮化および受容体筋線維芽細胞の基部への増殖が認められましたが、石灰化の兆候は見られませんでした。中等度の炎症性浸潤が認められました。しかし、脱細胞化SynerGraftTM弁の臨床試験中に早期に機能不全が発生しました。生体弁基質において顕著な炎症反応が検出されましたが、これは当初は非特異的であり、リンパ球反応を伴っていました。生体弁の機能不全および変性は1年かけて進行しました。基質への細胞コロニー形成は認められませんでしたが、弁の石灰化および移植前細胞の残存が認められました。
内皮細胞を播種し、in vitroおよびin vivoで培養した無細胞マトリックスは、弁表面に密着層を形成し、播種された天然構造の間質細胞は分化能を示した。しかし、バイオリアクターの動的条件下では、マトリックス上で必要な生理学的レベルの細胞コロニー形成を達成することができず、移植された人工心臓弁は、細胞増殖の加速と細胞外マトリックスの形成により、かなり急速に（3か月で）肥厚した。したがって、現段階では、ドナー無細胞マトリックスを用いた細胞コロニー形成には、免疫学的および感染性の問題を含む多くの未解決の問題があり、脱細胞化バイオプロテーゼの研究は継続されている。
コラーゲンは、生分解性マトリックスの製造に利用可能な生物学的材料の一つであることに留意すべきです。コラーゲンは、フォーム、ゲル、プレート、スポンジ、繊維ベースのブランクなどの形態で使用できます。しかし、コラーゲンの使用には多くの技術的な困難が伴います。特に、患者から入手することが困難です。そのため、現在、コラーゲンマトリックスのほとんどは動物由来です。動物由来コラーゲンの生分解が遅いため、人獣共通感染症の感染リスクが高まり、免疫反応や炎症反応を引き起こす可能性があります。
フィブリンは、制御された生分解特性を持つもう一つの生物学的材料です。フィブリンゲルは患者の血液から作製でき、その後自己マトリックスを作製できるため、このような構造を移植しても毒性分解や炎症反応は起こりません。しかし、フィブリンには、環境への拡散や浸出、低い機械的特性などの欠点があります。
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合成材料で作られた人工心臓弁
人工心臓弁も合成材料で作られています。弁マトリックスを製造するためのいくつかの試みは、ポリグラクチン、ポリグリコール酸（PGA）、ポリ乳酸（PLA）、PGAとPLAの共重合体（PLGA）、およびポリヒドロキシアルカン酸（PHA）の使用に基づいていました。高度に多孔質の合成材料は、編組または非編組繊維から、塩浸出技術を使用して得ることができます。マトリックスの製造のための有望な複合材料（PGA / P4HB）は、ポリ-4-ヒドロキシ酪酸（P4HB）でコーティングされたポリグリコール酸（PGA）の非編組ループから得られます。この材料から製造された人工心臓弁は、エチレンオキシドで滅菌されます。しかし、これらのポリマーのループは当初かなり硬くて厚く、急速で制御不能な分解と酸性の細胞毒性物質の放出を伴うため、さらなる研究と他の材料の探索が必要です。
スキャフォールド上で培養した自家筋線維芽細胞組織培養プレートを用いてこれらの細胞の産生を刺激し、支持基質を形成することで、細胞外基質に囲まれた活性生細胞を含む弁サンプルの作製が可能になった。しかしながら、これらの弁組織の機械的特性は、移植にはまだ不十分である。
作製される弁に必要なレベルの増殖および組織再生は、細胞とマトリックスのみの組み合わせでは達成できない可能性があります。細胞の遺伝子発現および組織形成は、成長因子、サイトカイン、ホルモン、マイトジェン因子、接着因子をマトリックスやスキャフォールドに添加することで、制御または刺激される可能性があります。これらの制御因子をマトリックス生体材料に導入する可能性が研究されています。全体として、生化学的刺激による組織弁形成の制御に関する研究は著しく不足しています。
無細胞豚異種肺バイオプロテーゼであるMatrix Pは、抗生物質、デオキシコール酸ナトリウム、アルコール処理を含む、AutoTissue GmbHの特許取得済み特殊処理法によって処理された脱細胞化組織で構成されています。国際標準化機構（ISO）の承認を受けたこの処理方法は、すべての生細胞と細胞外構造（線維芽細胞、内皮細胞、細菌、ウイルス、真菌、マイコプラズマ）を除去し、細胞外マトリックスの構造を維持し、組織中のDNAとRNAのレベルを最小限に抑えることで、豚内因性レトロウイルス（PERV）がヒトに感染する可能性をゼロにまで低減します。Matrix Pバイオプロテーゼは、構造的一体性を維持したコラーゲンとエラスチンのみで構成されています。
ヒツジ実験では、Matrix P生体弁の移植後11ヶ月で周囲組織からの反応は最小限に抑えられ、良好な生存率を示しました。これは特に、心内膜の光沢のある内面において顕著でした。炎症反応、弁尖の肥厚および短縮は実質的に認められませんでした。Matrix P生体弁では組織カルシウム濃度の低下も記録され、グルタルアルデヒド処理群と比較して統計的に有意な差が認められました。
Matrix P人工心臓弁は、移植後数ヶ月以内に個々の患者の状態に適応します。対照期間終了時の検査では、細胞外マトリックスおよび融合した内皮が損なわれていないことが確認されました。2002年から2004年にかけて行われたロス手術において、先天性欠損を有する50名の患者に移植されたMatrix R異種移植片は、凍結保存および脱細胞化されたSynerGraftMT同種移植片およびグルタルアルデヒド処理されたスキャフォールドレス生体弁と比較して、優れた性能と低い弁膜間圧勾配を示しました。人工心臓弁Matrix Pは、先天性および後天性欠損に対する手術における右室流出路再建中の肺弁置換、およびロス手術中の肺弁置換を目的としています。サイズは4種類（内径別）：新生児用（15〜17 mm）、子供用（18〜21 mm）、中級者用（22〜24 mm）、成人用（25〜28 mm）です。
組織工学弁の開発は、弁細胞生物学（遺伝子発現と制御を含む）、胚発生および加齢に伴う弁の発達に関する研究（血管新生因子および神経因子を含む）、各弁の生体力学に関する正確な知識、播種に適した細胞の特定、そして最適なマトリックスの開発といった分野の進歩に大きく依存します。より高度な組織弁の開発には、生体弁の機械的・構造的特性と、in vitroでこれらの特性を再現するための刺激（生物学的・機械的）との関係を徹底的に理解することが必要になります。