ArchivDÄ-TitelSupplement: PRAXiSSUPPLEMENT: PRAXiS 4/2013Projekt ReinHeart: Lebensretter Kunstherz

SUPPLEMENT: PRAXiS

Projekt ReinHeart: Lebensretter Kunstherz

Dtsch Arztebl 2013; 110(46): [11]

Laumen, Marco; Pelletier, Benedikt

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Täglich sterben Menschen, die vergeblich auf ein lebensrettendes Spenderorgan warten. Die Entwicklung von technischen Alternativen ist schwierig, der Bedarf enorm. Forscher an der RWTH Aachen entwickeln ein vollimplantierbares Kunstherz als Alternative zur Herztransplantation.

Fotos: AME, RWTH Aachen
Fotos: AME, RWTH Aachen
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Krankheiten des Herz-Kreislauf-Systems sind in den Industrieländern die häufigste Todesursache und in Deutschland verantwortlich für fast jeden zweiten Todesfall (1). Auch weltweit betrachtet werden nach einer Schätzung der Welt­gesund­heits­organi­sation bis zum Jahr 2015 diese Krankheiten häufigste Todesursache sein (2). Vor dem Hintergrund des demografischen Wandels werden diese Krankheiten weiter an Bedeutung gewinnen, denn vor allem ältere Menschen sind von chronischen Herzerkrankungen betroffen. Der Anteil der über 65-jährigen im Jahr 2030 wird auf 29 Prozent geschätzt (3).

Für viele der Patienten mit schwerer Herzinsuffizienz ist eine Herztransplantation oftmals die einzig verbleibende Therapieform. Jedoch konnte Eurotransplant 2011 nur 46 Prozent dieser Patienten ein Spenderherz vermitteln (4). Viele Patienten sterben, während sie auf das lebensrettende Organ warten. Derzeit stagnieren die Spenderzahlen (4), und es ist fraglich, ob sich die Spendenbereitschaft mittelfristig erhöht.

Stand der Technik

Mechanische Kunstherzen als Alternative zur Herztransplantation könnten diesen Mangel an Spenderherzen beheben. Doch trotz jahrzehntelanger Forschung gibt es bis heute kein vollimplantierbares Kunstherz im klinischen Einsatz. Solch ein System ist das „ReinHeart“, das zurzeit von Forschern am Lehrstuhl für Angewandte Medizintechnik an der RWTH Aachen entwickelt wird.

Lediglich ein teilimplantierbares totales Kunstherz, das Syncardia Total Artificial Heart (TAH), ist derzeit klinisch zugelassen. Es wird vornehmlich bei Patienten mit INTERMACS™ Klasse 1 und 2 eingesetzt (INTERMACS: Interagency Registry for Mechanically Assisted Circulatory Support). Das biventrikuläre System besteht aus zwei pneumatisch angetriebenen künstlichen Ventrikeln und vier künstlichen Klappen, die die natürlichen Ventrikel und Herzklappen ersetzen (Abbildung 1). Druckschläuche ragen aus der Bauchdecke des Patienten und verbinden die Ventrikel mit dem Antrieb, der periodisch Druckluft in die Ventrikel presst (5). Dadurch wird eine flexible Membran ausgelenkt, die das Blut aus den Ventrikeln verdrängt. Das maximale Schlagvolumen des Syncardia TAH beträgt 70 ml und ermöglicht ein maximales Fördervolumen von 9,5 Litern pro Minute.

Abbildung 1: Syncardia TAH mit Companion Driver (links) und Freedom Driver (rechts) (6)
Abbildung 1: Syncardia TAH mit Companion Driver (links) und Freedom Driver (rechts) (6)

Vorteilhaft bei dieser Lösung sind die geringe Größe der zu implantierenden Teile und die Freiheiten bei der Konstruktion eines externen Antriebs. Diese Vorteile werden durch die perkutane Schlauchverbindung und die große externe Antriebseinheit erkauft: Durch die permanente Körperöffnung steigt die Infektionsgefahr für den Patienten. Auch die Lebensqualität ist durch die eingeschränkte Mobilität und aufgrund der Lärmbelastung der externen Einheit erheblich vermindert (7). Dennoch ist aufgrund des großen Mangels an Spenderherzen das Syncardia TAH trotz der genannten Nachteile für viele Patienten oftmals die einzig verbleibende Therapieoption.

Ein weiteres TAH, das insgesamt 15 Patienten implantiert wurde, ist das Abiocor I der Firma Abiomed, Inc. Dieses System ist vollimplantierbar und mit einem hydraulischen Antrieb ausgestattet (8). Aufgrund einer zu großen Pumpeinheit mit ungenügendem Verhältnis von Fördervolumen zu Systemgröße, einer hohen Komplexität der Förderregelung (9) und thromboembolischen Komplikationen (10, 11) wird dieses System heute jedoch nicht mehr implantiert.

Herausforderungen

Um den Patienten ein hohes Maß an Lebensqualität zu gewährleisten, wird das Kunstherz ReinHeart als vollimplantierbares System entwickelt, so dass im Gegensatz zum Syncardia TAH keinerlei Schläuche oder Kabel die Haut des Patienten durchstoßen. Dazu muss das System völlig wartungsfrei über viele Jahre im Körper des Menschen schlagen, was extrem hohe Anforderungen an den Entwicklungsprozess stellt: So müssen die ausreichende Funktionssicherheit und Langlebigkeit bei gleichzeitiger Miniaturisierung des Systems gewährleistet sein, damit es einer möglichst großen Anzahl von Patienten zur Verfügung gestellt werden kann. Trotz der geforderten minimalen Baugröße muss ein ausreichendes und physiologisches Fördervolumen erreicht werden. Zudem muss sich das Herzminutenvolumen dem aktuellen Bedarf – zum Beispiel beim Treppensteigen – anpassen. Auch eine Balance des rechten und linken Fördervolumens mit einem erhöhten linksseitigen Auswurf aufgrund des bronchialen Shunts muss gewährleistet sein. Ein langfristiger Einsatz im menschlichen Körper ist zudem nur möglich, wenn Körper- und Blutverträglichkeit in hohem Maße erfüllt werden.

Um all diese Anforderungen zu realisieren, arbeiten Ingenieure, Techniker und Ärzte bei der Entwicklung eng zusammen.

Systemübersicht

Das zentrale Element des Systems ist die Pumpeinheit, welche die natürlichen Ventrikel funktionell und anatomisch vollständig ersetzt. Abbildung 2 zeigt neben der Pumpeinheit die weiteren Komponenten des Systems: Volumenkompensator, TET-System (Transcutaneous Energy Transmission), Steuereinheit mit internem Akku, User Interface und externe Akkus.

Abbildung 2: Systemschema. 1: Pumpeinheit, 2: Volumenkompensator, 3: TET-System (Transcutaneous Energy Transmission), 4: Steuereinheit mit internem Akku, 5: User Interface, 6: externe Akkus
Abbildung 2: Systemschema. 1: Pumpeinheit, 2: Volumenkompensator, 3: TET-System (Transcutaneous Energy Transmission), 4: Steuereinheit mit internem Akku, 5: User Interface, 6: externe Akkus

Die Pumpeinheit besteht aus drei Elementen: den beiden Pumpkammern und dem dazwischenliegenden Antrieb (Abbildung 3). Beide Pumpkammern sind jeweils durch flexible Membranen vom Antrieb getrennt. Um den Anforderungen einer hohen Lebensdauer gerecht zu werden, entwickelten die Aachener Forscher einen magnetischen Linearantrieb, der nur aus sehr wenigen bewegten Teilen besteht und somit extrem verschleißarm ist. Die Antriebseinheit ähnelt in ihrem Funktionsprinzip einem Lautsprecher. Sie besteht aus Permanentmagneten und Spulen, die im Magnetfeld auf einem axial gelagerten Spulenträger montiert sind. Durch Anlegen eines Spulenstromes entsteht eine Kraft, die mittels gezielter Variation von Spulenstromstärke und -polung zur kontrollierten, oszillierenden Auslenkung des Spulenträgers genutzt werden kann. Auf diese Weise werden zwei Druckplatten, die mit dem Spulenträger verbunden sind, abwechselnd in die rechte und linke Pumpkammer bewegt und verdrängen somit über die beweglichen Membranen Blut aus den Pumpkammern. Die Membranen sind nicht an den jeweiligen Druckplatten fixiert, so dass sich während der Diastole (Füllphase) die jeweilige Pumpkammer passiv wieder mit Blut füllt. Künstliche Ein- und Auslassklappen ermöglichen einen gerichteten Blutfluss durch die Kammern. Die Pumpeinheit wird mittels Gefäßprothesen mit den verbleibenden Vorhöfen und der Aorta beziehungsweise Pulmonalis konnektiert.

Abbildung 3: Pumpeinheit bestehend aus zwei Pumpkammern und dazwischen liegendem Antrieb
Abbildung 3: Pumpeinheit bestehend aus zwei Pumpkammern und dazwischen liegendem Antrieb

Abbildung 4 zeigt links einen Querschnitt der Pumpeinheit und rechts das Pumpschema mit der im Bild linken Kammer in enddiastolischer Lage und die gegenüberliegende Pumpkammer in endsystolischer Lage. Um die Rechts-Links-Förderbalance mit einem erhöhten linksseitigem Fördervolumen zu erfüllen, ist das rechte Schlagvolumen gegenüber dem linken durch konstruktive Maßnahmen reduziert. Zusätzlich kann das rechte Schlagvolumen in Abhängigkeit der Vorhofdrücke variiert werden, um auf die jeweilige Kreislaufsituation reagieren zu können.

Abbildung 4: Pumpeinheit: Schnittbild (links), Schema (rechts
Abbildung 4: Pumpeinheit: Schnittbild (links), Schema (rechts

Die ständig parallel ablaufenden Füll- und Verdrängervorgänge mit ihren unterschiedlichen Schlagvolumina führen zu Änderungen des Luftvolumens im Antriebsraum und bewirken somit Druckschwankungen im Antriebsraum. Der sogenannte Volumenkompensator ist nötig, um Luftvolumenänderungen innerhalb des starren Antriebsgehäuses auszugleichen. Auf diese Weise können unerwünschte Saugdrücke oder Druckschwankungen, die eine vollständige Füllung der Pumpkammern verhindern würden, ausgeglichen werden.

Die Funktionsweise des Volumenkompensators ist prinzipiell die eines flexiblen, luftgefüllten Sacks, der über einen Schlauch mit dem Antrieb verbunden wird. Die Bewegung der Luft in den Volumenkompensator erlaubt eine Bewegung des Druckplattenantriebes ohne wesentliche Kompression und Expansion der Luft im Antriebsraum. Es ist vorgesehen, den Volumenkompensator in den Pleuralspalt zu implantieren, wobei die auftretenden Volumenänderungen durch Verdrängung von Lungengewebe möglich sind.

Die nötige Energie zum Betrieb der Pumpeinheit wird drahtlos mittels eines transkutanen Energieübertragungssystems generiert. Dazu wird eine Empfängerspule unter der Haut implantiert und die Senderspule außen auf die Haut aufgebracht. Die Energieübertragung findet induktiv zwischen diesen beiden Spulen durch die geschlossene Haut hindurch – also ohne Infektionsrisiko – statt. Ein zusammen mit der Steuereinheit implantierbarer Akku stellt eine 30- bis 60-minütige Energieversorgung sicher, so dass der Patient für diesen Zeitraum die externen Komponenten ablegen kann. Dies erhöht in hohem Maße die Mobilität und damit die Lebensqualität des Patienten. Bei den externen Komponenten handelt es sich um ein User Interface und um zusätzliche externe Akkus. Das User Interface stellt physiologische und systemspezifische Parameter dar, überwacht diese und dient somit als Kommunikationsschnittstelle zwischen System und Arzt beziehungsweise Patient.

Testung

Bevor das ReinHeart im Menschen implantiert werden kann, müssen seine Funktion und Betriebssicherheit in ausführlichen In-vitro- und In-vivo-Tests nachgewiesen werden. Das umfasst unter anderem die Untersuchung der Blutverträglichkeit, da jedes blutführende System eine Hämolyse oder Thrombose hervorrufen kann. Beispielsweise trugen thromboembolische Komplikationen zum Misserfolg des Kunstherzens Abiocor I bei.

Um dieser Gefahr zu begegnen, werden die Pumpkammern des ReinHearts strömungstechnisch untersucht und daraufhin optimiert. Dazu wird im „Particle Image Velocimetry“-Verfahren die Strömung in den Pumpkammern innerhalb einer Messebene erfasst und in Geschwindigkeitsvektoren dargestellt. Auf diese Weise können der Einfluss unterschiedlicher Herzklappentypen und deren Orientierung auf die Blutströmung innerhalb der Kammern dargestellt werden. Abbildung 5 zeigt unterschiedliche Strömungseffekte bei Verwendung a) einer einflügeligen „Medtronic Hall“-Klappe, b) derselben Klappe um 180° gedreht sowie c) einer zweiflügeligen „Edwards MIRA“-Herzklappe. Eine Berechnung der Scherrate ermöglicht es, die optimale Klappenkonfiguration zu finden. Die Experimente werden durch numerische Strömungssimulationen unterstützt (12).

Abbildung 5: Vektordarstellung der Strömung bei Verwendung unterschiedlicher Herzklappen: a) „Medtronic Hall“-Klappe, 0° Orientierung, b) „Medtronic Hall“-Klappe, 180° Orientierung, c) „Edward MIRA“-Klappe
Abbildung 5: Vektordarstellung der Strömung bei Verwendung unterschiedlicher Herzklappen: a) „Medtronic Hall“-Klappe, 0° Orientierung,
b) „Medtronic Hall“-Klappe, 180° Orientierung,
c) „Edward MIRA“-Klappe

Neben den Klappen haben auch die Ausrichtung der Ein- und Auslasskanäle Einfluss auf die Strömung, wobei deren Konfiguration maßgeblich von der Anatomie des menschlichen Thorax abhängig ist. Die geometrische Auslegung der Ein- und Auslasskanäle sowie die Abmaße der Pumpeinheit wurden in virtuellen Anatomiestudien überprüft. Basierend auf CT- und MRT-Daten wurde ein 3-D-Modell des menschlichen Thorax und der relevanten Strukturen erstellt und ein Computermodell der Pumpeinheit damit korreliert. Dieses Vorgehen ermöglicht eine geometrische Optimierung der Pumpeinheit, die in Leichenstudien validiert wurde. Abbildung 6 zeigt ein Computermodell der Pumpeinheit im virtuellen Thorax. Neben den aufwendigen Anatomiestudien zur geometrischen Optimierung des ReinHearts können patientenindividuelle Unterschiede durch individuell angepasste Gefäßprothesen ausgeglichen werden.

Abbildung 6: 3-D-Ansicht der virtuellen Anatomiestudie (13)
Abbildung 6: 3-D-Ansicht der virtuellen Anatomiestudie (13)

Darüber hinaus muss die Langlebigkeit der einzelnen Komponenten und des Gesamtsystems nachgewiesen werden. Hierzu wurden Dauertester entwickelt, die sämtliche verschleißbehafteten Komponenten, wie beispielsweise die Membranen, in beschleunigten Ermüdungstests prüfen. Das Gesamtsystem wird in sogenannten Systemdauertestern unter körperähnlichen Bedingungen (Temperatur, pH-Wert und andere) untersucht. Die physiologische Funktion von Blutpumpen wird an Kreislaufsimulatoren, die den menschlichen Kreislauf möglichst genau nachbilden, hinsichtlich ihres Pumpvermögens erprobt. Das ReinHeart wird dazu unter anderem an elektrohydraulischen Kreisläufen getestet, deren Parameter computergesteuert eingestellt werden können. So lassen sich beispielsweise die Auswirkungen verschiedener Nachlasten und Dehnbarkeiten des Gefäßsystems auf das Kunstherz untersuchen. Auch Änderungen der Kreislaufparameter können simuliert werden, so dass zum Beispiel ein Aufstehen des Patienten oder Treppensteigen nachgebildet werden können.

Trotz der aufwendigen Testung im Labor können dabei jedoch nicht alle Effekte eines lebenden Organismus abgebildet werden. Deshalb sind Tierversuche unvermeidlich, bevor das System am Menschen eingesetzt werden kann. Zurzeit wird das ReinHeart in einer tierexperimentellen Studie in Kälbern implantiert (Abbildung 7). Dabei wird die kompakte Pumpeinheit durch eine laterale Thorakotomie anstelle des natürlichen Herzens eingesetzt.

Abbildung 7: ReinHeart in tierexperimenteller Studie
Abbildung 7: ReinHeart in tierexperimenteller Studie

Während bei der Implantation des Syncardia TAH beide Ventrikel getrennt implantiert und ausgerichtet werden können, bleibt die Implantation von vollständig implantierbaren Kunstherzen ein chirurgisch anspruchsvollerer Vorgang. Um die Implantation des ReinHeart zu erleichtern, können prinzipiell beide Ventrikel getrennt implantiert werden. Eine In-vivo-Validierung dieses Ansatzes steht noch aus.

In den ersten chronischen Tierversuchen konnte das ReinHeart eine physiologische Blutzirkulation vollständig übernehmen.

Marco Laumen, Benedikt Pelletier

Kontaktadresse: Institut für Angewandte Medizintechnik im Helmholtz-Institut, RWTH Aachen, Pauwelstraße 20, 52074 Aachen, www.cardiovaskular-engineering.com, laumen@hia.rwth-aachen.de

Das Projekt ist Gewinner des Wettbewerbs „MedinNRW“ und wird durch das Land NRW und die Europäische Union (EFRE) im Rahmen des Ziel-2-Programms sowie der Erich und Hanna Klessmann Stiftung gefördert.

ReinHeart im Überblick

Das ReinHeart ist ein vollimplantierbares, künstliches Herz, das als Alternative zur Herztransplantation entscheidend zur Verbesserung der Lebensqualität von schwer herzkranken Patienten beitragen soll. Aufgrund des Mangels an Spenderherzen verbleibt für viele dieser Patienten lediglich das Syncardia-Kunstherz mit den Nachteilen der perkutanen Schlauchdurchführung und den extrakorporalen Antriebskomponenten als Therapieoption.

Zurzeit wird das Kunstherz mit seinem patentierten, geräusch- und verschleißarmen Antrieb intensiv in vitro und in vivo getestet. Für die kritischen verschleißbehafteten Komponenten wurde bereits eine Lebensdauer von fünf Jahren nachgewiesen. Die akuten In-vivo-Versuche sind abgeschlossen; derzeit werden chronische Tierversuche durchgeführt, um Implantationstechnik, postoperatives Management und Funktionalität des Gesamtsystems zu überprüfen. Wenn die Versuche erfolgreich verlaufen, könnten erste klinische Studien Ende des Jahres 2015 beginnen.

Das Projekt wird während der Medizinmesse Medica in Düsseldorf präsentiert (Halle 3/D91).

1.
Statistisches Bundesamt Deutschland: Gesundheit – Todesursachen in Deutschland 2011, Juni 2012.
2.
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3.
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7.
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8.
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