CC BY
7
ISSN 1727-818X (Print); ISSN 2587-6198 (Online) https://doi.org/10.24835/1727-818X-73-20
Особенности процесса реэндотелизации при имплантации коронарных стентов (обзор литературы)
С.П. Семитко, Т.С. Сандодзе*, И.Х. Камолов, Н.В. Церетели
Научно-практический центр интервенционной кардиоангиологии
ФГАУО ВО "Первый Московский государственный медицинский университет
имени И.М. Сеченова" Минздрава России (Сеченовский Университет), Москва, Россия
Методика эндоваскулярного лечения поражений коронарных артерий прошла путь от баллонной ангиопластики до имплантации стентов с лекарственным покрытием. Сегодня стенты с лекарственным покрытием широко используются для реваскуляризации коронарных артерий и существенно снизили частоту рестенозов по сравнению с голометаллическими стентами. Проблема замедленной или неполной реэндотелизации оказалась весьма специфичной для большинства стентов с лекарственным покрытием, после имплантации которых сохраняется риск развития позднего тромбоза, связанного не только с неполной эндотелизацией страт стента, нарушением эндотелиальной функции, но и хронической воспалительной реакцией сосудистой стенки. Создание стентов с ультратонкими стратами, аблюминальное покрытие страт полимером и лекарством способствуют уменьшению травмы стенки сосуда, воспалительной ответной реакции и обеспечивают быструю эндотелизацию стентов. Ключевые слова: ишемическая болезнь сердца, коронарные стенты, реэндотелизация, микропористое покрытие, бесполимерное антипролиферативное покрытие, стент Yukon
Для цитирования: С.П. Семитко, Т.С. Сандодзе, И.Х. Камолов, Н.В. Церетели. Особенности процесса реэндотелизации при имплантации коронарных стентов (обзор литературы). Международный журнал интервенционной кардиоангиологии. 2023; 73 (2): 20-34. https://doi.org/10.24835/1727-818X-73-20 Конфликт интересов: авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов. Источники финансирования: работа выполнена без спонсорской поддержки.
Features of re-endothelialization process during implantation of coronary stents (review of literature)
S.P. Semitko, T.S. Sandodze*, I.Kh. Kamolov, N.V. Tsereteli
Scientific and Practical Center of Interventional Cardioangiology of the Federal State Autonomous Educational Institution of Higher Education, I.M. Sechenov First Moscow State Medical University of the Russian Ministry of Health (Sechenov University), Moscow, Russia
Method of endovascular treatment for coronary artery lesions has made its way from balloon angioplasty to implantation of drug-eluting stents. Today, drug-eluting stents are widely used for coronary artery revascularization and have significantly reduced the incidence of restenosis compared to bare metal stents. Delayed or incomplete re-endothelialization is a very specific problem for most drug-eluting stents, as after their implantation, there is a risk of developing late thrombosis associated not only with incomplete endothelialization of the stent struts or impaired endothelial function, but also with chronic inflammatory reaction of the vascular wall. The development of stents with ultrathin struts, the abluminal coating of the struts with polymer and drug contribute to the decrease of vascular wall trauma and of the inflammatory response and provide faster stent endothelialization.
Keywords: coronary heart disease, coronary stents, re-endothelialization, microporous coating, polymer-free antiproliferative coating, Yukon stent
For citation: S.P. Semitko, T.S. Sandodze, I.Kh. Kamolov, N.V. Tsereteli. Features of re-endothelialization process during implantation of coronary stents (review of literature). International Journal of Interventional Cardioangiology. 2023; 73 (2): 20-34. https://doi.org/10.24835/1727-818X-73-20 Conflict of interest: the authors declare that they have no conflict of interest.
В лечении стенозирующе-окклюзирую-щих поражений коронарных артерий эндо-васкулярные вмешательства занимают, безусловно, лидирующее место. Методика эндоваскулярного лечения поражений коронарных артерий прошла путь от баллонной ангиопластики до имплантации стентов с лекарственным покрытием (СЛП). Сегодня СЛП широко используются для реваскуля-ризации коронарных артерий и существенно снизили частоту рестенозов по сравнению с голометаллическими стентами благодаря применению цитостатика, ингибирующего пролиферацию гладкомышечных клеток и рост неоинтимы (1-4). Однако любое вмешательство на артериях вызывает повреждение целостности эндотелия, что, в свою очередь, дает толчок к сложному каскаду воспалительных процессов, которые в дальнейшем могут привести к развитию ресте-ноза (5-7). Поэтому все последние разработки стентов направлены на подавление этого воспалительного процесса, как триггера к развитию рестеноза.
Эндотелий - это однослойный пласт плоских клеток, выстилающий внутреннюю поверхность кровеносных и лимфатических сосудов и полость сердца. Эндотелий играет важную роль не только в регулировании сосудистого тонуса путем высвобождения вазодилататоров и/или вазоконстрикторов в нижележащие слои гладкомышечных клеток, но и в контроле воспалительных, про-лиферативных реакций локальной гемокоа-гуляции (8). В физиологических условиях эндотелиальные клетки подвергаются воздействию напряжения сдвига потока крови, в то время как гладкомышечные клетки в медиальном слое испытывают циклическое напряжение, вызванное пульсирующим характером кровотока (8, 9). Гладкомышечные клетки, расположенные в медии сосуда, не подвергаются прямому воздействию напряжения сдвига потока крови, и лишь опосредованно на них влияет трансмуральное давление стенки сосуда (8, 10). Однако после травматизации эндотелия, обусловленной установкой стента, поверхностный слой гладкомышечных клеток подвергается прямому воздействию напряжения сдвига потока, что является нефизиологическим
стрессовым стимулом для них. Такое воздействие приводит к их трансформации в пролиферативный синтетический фенотип (8-12). В результате в поврежденном участке сосудистой стенки снижается сократительная функция в ответ на воздействие триггерных факторов и, напротив, усиливается пролиферация гладкомышечных клеток, что является неотъемлемой частью процесса роста неоинтимы. Прямая связь между прямым воздействием напряжения сдвига потока на фенотипические изменения в гладкомышечных клетках является предметом активного изучения (8, 13-15).
В физиологических условиях увеличение напряжения потока является стимулом для выработки оксида азота (NO) эндотелиаль-ной NO-синтазой (eNOS) (8, 16). Количество eNOS и высвобождаемого NO зависит от внутриклеточного кальция (Ca2+), наличие которого зависит от напряжения сдвига потока и переносимых кровью биологически активных молекул, таких как тромбин, аденозин-нуклеотиды, ацетилхолин, брадикинин и т.д. (8, 17). Имеющиеся данные также свидетельствуют о том, что напряжение сдвига потока модулирует NO через молекулу адгезии тромбоцитов к эндотелиальным клеткам (PECAM-1 (platelet endothelial cell adhesion molecule)), которая непосредственно регулирует базальную активность eNOS (18). Однако в экспериментах, в которых проводилась оценка экспрессии PECAM-1, было продемонстрировано, что регенерированный эндотелий не обязательно превращается в полноценно функционирующий эндотелий, продуцирующий NO в физиологических количествах (8, 19). Поврежденный эндотелий не способен к быстрой реэндотелизации зон повреждения стенки сосуда и страт стен-та, обеспечению баланса между вазодилата-торами и вазоконстрикторами и адекватно контролировать сосудистый тонус, что в совокупности с воздействием стрессовых факторов, продуцирующих выработку медиаторов воспаления и пролиферации, может привести к формированию и дальнейшему развитию гиперплазии неоинтимы в зоне стентирования (8, 16-20).
Кроме того, исследования показывают, что после имплантации стента в прилегаю-
Strut thickness
•Thick
•Thin
•Ultra-thin
Type of coating
•Abluminal •Conformai
ft
Type of stent design
•Open-design
•Closed-design
•Hybrid-design
Important stent characteristics
Type of drug
•Taxane group of drugs •'Olimus' group of drugs
Type of polymers
• Durable
• Biodegradable •Polymer-free
4
Type of 'stent platforms\
SS
Co-Cr Co-Ni Pt-Cr Fully
absorbable polymers
Рис. 1. Ключевые характеристики коронарных стен-тов, влияющие на клинические исходы (32).
щих к стратам зонах возникают локальные гемодинамические нарушения. Страты имплантированного стента создают зоны рециркуляции и области низкого напряжения сдвига потока в пристеночной области, так называемые застойные зоны (8). Именно в этих зонах выявляется замедление скорости эндотелизации страт имплантированного стента (21-23). Это характеризуется снижением давления сдвига потока, высоким индексом колебаний давления сдвига и увеличением индекса времени относительной экспозиции крови в области стентирования (6, 7, 24). Подобные нарушения локальной гемодинамики способны спровоцировать прокоагулянтные эффекты и привести к тромбозам (5, 25, 26) за счет образования и более длительной экспозиции в зоне рециркуляции тромбина, фибрина и других факторов свертывания крови, а также активации тромбоцитов в зоне рециркуляции (6, 22, 26). С другой стороны, четко установлено, что эти же факторы играют важную роль и в росте неоинтимы (27, 28).
Таким образом, повышение давления сдвига и снижение амплитуды колебаний давления сдвига являются важными стимуляторами реэндотелизации (29), способствуя миграции и пролиферации эндотели-альных клеток из прилегающих интактных зон (30). А так как прямая связь между возникновением позднего тромбоза и степенью
эндотелизации страт стента уже не вызывает сомнений (5), то скорость реэндотелизации сосуда и страт стента может расцениваться как независимый фактор долгосрочного прогноза.
Проблема замедленной или неполной реэндотелизации оказалась весьма специфичной для большинства СЛП, после имплантации которых сохраняется риск развития позднего тромбоза, связаный не только с неполной эндотелизацией страт стента, нарушением эндотелиальной функции, но и с хронической воспалительной реакцией сосудистой стенки (31).
В настоящее время выделены основные характеристики дизайна стента, влияющие на прогноз имплантации (рис 1). Толщина страт и особенности их соединения оказывают основное влияние на степень повреждения сосудистой стенки, гиперплазии неоинтимы и риски тромбоза (21, 22, 27, 32).
В ряде публикаций показано, что на степень нарушения локальной гемодинамики в области имплантации определенно влияют особенности геометрии стента (4, 6, 33): например, секции стента с обтекаемой формой способны существенно улучшить локальный кровоток вокруг страт по сравнению со стратами прямоугольной формы (24, 33). При этом более толстые страты приводят к формированию больших зон рециркуляции, чем тонкие, и, соответственно, несут больший риск прокоагуляции и тром-бообразования (5, 34, 35) (рис. 2).
Исследования показали, что СЛП с более тонкими стратами ассоциировались с лучшими клиническими исходами (37). По данным метаанализа 10 рандомизированных клинических исследований, в которых сравнивали СЛП с ультратонкими и с более толстыми стратами, первые обеспечивают не только лучшую гибкость, высокую достав-ляемость, но и уменьшают травматизацию и воспаление сосудистой стенки в области стентирования и способствуют более быстрой эндотелизации. Тонкие страты вызывают меньшую турбулентность потока крови в области стентирования, чем у стентов с более крупными стратами, при этом снижается риск поздних тромбозов. Показано значительное снижение потери просвета целевого сосуда, обусловленное низкой частотой инфаркта миокарда при применении стентов с ультратонкими и тонкими стратами по сравнению с более крупными стратами. Уменьшение толщины страты
Blood flow
High ESS
Platelet activation
Procoagulant/ Prothrombotic state
ADP, TXA2
vWF Fibrinogen Prothrombin
б
/ > f
Non-streamlined stent strut Artery wall
^ Platelet \ 4 ^Aggregation ч
V Ja» ESS ; \ iH0 4'PGI2 itPA De-endothelialization
Blood flow
Physiologic ESS
Quiescent platelets
Anticoagulant/ Antithrombotic state
VWF Fibrinogen Prothrombin
Inhibition
Streamlined stent strut Artery wall
e _____
Physiologic ESS tNO tPGI2 îtPA *--------
Endothelial cells
Рис. 2. Влияние дизайна страт на тромбогенность (36).
стента в среднем на 10 мкм позволило снизить риск потери просвета на 16% (38).
По данным рандомизированного исследования ISAR-STEREO более тонкие страты СЛП значительно снижают риск развития рестеноза по сравнению с толстыми стратами. A. Kastrati и соавт. в течение 1 года на 651 пациенте изучали влияние толщины страт на рестенозы и столкнулись со значительно более высоким числом развития рестенозов по данным ангиографии и рева-скуляризации целевого сосуда в группе с более толстыми стратами стента. Ангио-графически подтвержденный рестеноз: стент с тонкими стратами 15% и 25,8% с толстыми стратами (p = 0,003). Реваскуляризация целевого сосуда: стент с тонкими стратами 8,6% и 13,8% с толстыми стратами (p = 0,03) (39).
Таким образом, уменьшение толщины страт коронарных стентов напрямую улучшает клинические результаты имплантации, предположительно снижая патофизиологические последствия травмы сосудистой стенки.
В то же время на процесс реэндотелиза-ции оказывает большое влияние рельеф поверхности стента. Доказано, что рельеф поверхности существенно влияет на миграцию как отдельных эндотелиальных клеток (40, 41), так и на их коллективную миграцию (7, 17), которая основана на адгезии эндотелиальных клеток к субстрату (15, 42) с помощью трансмембранных рецепторов семейства интегринов, что влияет на скорость и качество реэндотелизации (31, 43). В экспериментах поток жидкости, имитирующий ток крови, снижает сцепление между эндо-телиальными клетками и способствует потере целостности монослоя (5). Это приводит к переключению с коллективной на индивидуальную миграцию клеток и нарушает передачу сигнала от пограничных клеток к соседним. Изолированные клетки смываются потоком, что приводит к замедлению реэндотелизации. Топографические модификации поверхности, или формирование определенного рельефа поверхности стен-та, противодействуют этому эффекту, способствуя коллективной направленной ми-
со о
40
| Р 30 О о
0) ф * ?
я
о ш 5 я
20
х <
О.
ш
ш §
с
10
р = 0,19
Шероховатая поверхность
Гладкая поверхность
Рис. 3. Частота ангиографически подтвержденного рестеноза среди пациентов в группах стентов с модифицированной шероховатой и гладкой поверхностью.
грации эндотелиальных клеток в условиях напряжения сдвига потока за счет формирования более прочной адгезии к поверхности стента (25).
Группой авторов во главе с А. Dibra сообщается об успешном применении стентов с модифицированной поверхностью в клинической практике (44). Был разработан протокол двойного слепого рандомизированного исследования взаимосвязи между рельефом поверхности стента и результатом стентирования. Сравнивались стенты с шероховатой (микропористой) и гладкой поверхностью. В исследовании применялись матричные стенты из медицинской нержавеющей стали 316 L, которые изготовлялись из цельных трубок методом лазерной резки. Все стенты подверглись электрохимической полировке для создания гладкой поверхности, а на других стентах создавалась шероховатая (микропористая) поверхность методом пескоструйной обработки. В общей сложности в исследование включили 200 пациентов со значимым стенозом в нативных коронарных артериях, которые были случайным образом распределены двойным слепым методом для стентирова-ния стентами с гладкой либо с микропористой поверхностью. Важно, что группы были не только статистически сопоставимы по исходным анамнестическим данным, но и с почти идентичными процедурными показателями, включая сопоставимый достигнутый окончательный диаметр просвета. Первичная конечная точка исследования включала оценку поздней потери просвета
в стентированном участке, вторичная конечная точка оценивала ангиографический ре-стеноз и клинические исходы. Было продемонстрировано, что поздняя потеря просвета сосуда составила в среднем 1,0 ± 0,7 мм в группе стентов с шероховатой поверхностью и 1,2 ± 0,7 мм в группе с гладкой поверхностью стента со средней разницей 0,2 мм. Ангиографический рестеноз был обнаружен в 25% пациентов в группе стента с микропористой поверхностью и 35% пациентов в группе стента с гладкой поверхностью. При использовании стента с микропористой поверхностью наблюдалась тенденция к снижению частоты ангиографического рестеноза и поздней потери просвета (рис. 3).
Эти результаты показывают, что модифицированная микропористая поверхность стента уменьшает риск поздней потери просвета и может ускорять процесс эндотели-зации страт (44). При этом модификация поверхности стента микропорами не оказывает влияния на важнейшие механические свойства стентов и на параметры его безопасности (45).
В эпоху СЛП данные, приведенные в этом исследовании, представляют особый интерес, поскольку микропористая поверхность не только благоприятно влияет на процесс эндотелизации, но и может увеличить емкость стента для хранения антипролифе-ративных препаратов, что может снизить полимерную нагрузку или вовсе исключить необходимость нанесения полимерного покрытия.
В фундаментальной работе Т.Т.Ы. Уоа и соавт. описывается разработанная первая теоретическая математическая модель, подтверждающая концепцию двухфазного (быстрого и замедленного) высвобождения лекарственного вещества из микропор модифицированной поверхности стента. Хотя представленная модель включает ряд значительных упрощений, она действительно успешно демонстрирует ключевые особенности экспериментально наблюдаемого процесса высвобождения. Авторы провели эксперименты по высвобождению лекарств из стента с микропористой поверхностью и обнаружили, что профиль высвобождения имеет ярко выраженный двухэтапный характер, при этом большая часть препарата высвобождается относительно быстро в течение примерно 12 ч, а оставшаяся часть пре-
Рис. 4. Микропоры стента (поверхность PEARL).
парата высвобождается медленнее в течение примерно недели. Параметрами, которые могут быть использованы для калибровки профилей высвобождения, являются толщина слоя лекарственного средства, шероховатость поверхности, а также количество полимера или его отсутствие (46).
Понимание патофизиологических механизмов потери просвета и поздних тромбозов после имплантации СЛП, эндотелиаль-ной дисфункции и воспаления может способствовать развитию технологий и новых дизайнов коронарных стентов. Ранее предполагалось, что использование биорезорби-руемого полимера в составе стента позволит уменьшить количество поздних тромбозов после ЧКВ путем минимизации риска воспалительных реакций на полимерное покрытие и ремоделирование сосудистой стенки (47). При этом долгосрочные клинические исходы у современных СЛП с постоянным или биорезорбируемым полимерным покрытием примерно одинаковы, что, вероятно, связано с применением полимерных материалов с улучшенной биосовместимостью и в минимальной степени вызывающих воспаление сосудистой стенки (37). В этом контексте идеальным полимерным покрытием стента, выделяющего лекарственное вещество, может рассматриваться его отсутствие. Класс стентов, выделяющих лекарственное вещество, в которых в качестве модулятора его выделения применяется неполимерный агент, уже появился в международной клинической практике (34).
Первой и наиболее детально изученной платформой с модифицированной (микропористой) поверхностью, использованной в клинических исследованиях, была платформа стентов Yukon (производитель: Trans-
lumina GmbH, Германия) (48). Она реализована в стентах нового поколения Yukon Choice PC и Yukon Chrome PC, сочетающих в себе оптимальный дизайн и толщину страт стента (68-79 мкм для платформы из кобальт-хромового сплава), аблюминальное покрытие биодеградируемым полимером (PLA) с сиролимусом, уникальную микропористую поверхность, состоящую из множества микропор (так называемая поверхность PEARL®), способствующую ускоренной эн-дотелизации, что снижает риск поздних тромбозов (43-45, 49) (рис. 4).
По данным, опубликованным G. Stefanini и соавт., суммарно более чем на 4000 пациентов продемонстрировано, что применение стентов семейства Yukon с модифицированной микропористой поверхностью снижало процент поздних тромбозов (50).
В настоящее время доступны результаты 10-летнего рандомизированного клинического исследования ISAR-TEST-4 на популяции пациентов, отражающей реальную клиническую практику. Средний возраст пациентов, включенных в исследование, составил 66,7 года, сахарный диабет отмечен у 28,9%, сложная морфология сосудистого русла с поражениями типа В2/С -у 72,8%, а многососудистые поражения встречались у 86,5% пациентов (51). Частота тромбоза за 10 лет для стентов Yukon составила 1,8% по сравнению с 3,7% для Cypher, в то время как у стента сравнения Xience 2,5%, который на этой популяции пациентов не показал статистически значимого превосходства над стентом первого поколения Cypher (рис. 5).
Показатели клинической эффективности и безопасности позволили включить стенты c модифицированной микропористой поверх-
sP
О4
1S)S -
л л я 1 I т
с[ ш га ai m о
Olo ь
| Cypher | XienceV I Yukon DES
Cypher I—Г
S
Yukon DES
4 6
Годы после процедуры
Пациенты группы риска Yukon DES 1299 XienceV 652 Cypher 652
1179 1089 590 542
585 536
935 473 460
793 403 369
10
671 334 321
Рис. 5. Риск определенного/вероятного тромбоза стента за 10 лет в исследовании ISAR-TEST-4.
ностью Yukon в список 12 стентов нового поколения, рекомендованных к применению при реваскуляризации миокарда Европейским обществом кардиологов и Европейской ассоциацией специалистов по чрес-кожным интервенциям в 2018 г. (рис. 6) (52).
Использование современных технологий, таких как тонкие и ультратонкие страты, в коронарных стентах нового поколения способствует уменьшению травматизации и воспаления сосудистой стенки в области стентирования и более быстрой эндотели-зации (37-39), а применение аблюминаль-ного покрытия и модификации поверхности стента также ускоряют эндотелизацию страт (43-45, 39) и способствуют снижению риска развития тромбоза и рестеноза стентов.
Supplementary Table 6 CE-approved new-generation drug-eluting stents recommended for clinical use based on randomized trials with a primary clinical endpoint (in alphabetical order)
DES Stent platform Polymer coating Drag References
I Based on durable pommer coatings
Promus element Platinum- chrome P8MA and PVDF-HFP Evenolimus ii.it
Resolute Cobalt-chrome PBMA, РИМА. FY P. and FVA Zotarolimus ii-ie
Xience Cobalt-chrome PBMA and PVDF-HFP Evenolimus I9-ÏI
EtuNIR (BioNIR) Cobalt-chrome PBMA and TSPCU RidaforoOmus n
Based on biodegradable polymer coatings
Biomatrix Stainless steel TO LIA Biolimus A9 ТЗЭ4
Nobori Stall less steel PDLLA Biolimus A9
Orsiro Cobalt-chrome PLLA Sirolimus 23.»
Synergy Platinum- chrome PLGA Everolimus »
Ulii master Cobalt-chrome PDLLA/FCL Sirolimus
Yukon Clioice PC Stainless steel PDLLA Sirolimus 31
Polymer-free
Bio Freedom Stainless steel - Biolimus A9 3J
Yukon ClKJicc PF Stainless steel - Sirolimus 33
DES sdn^-elutirig stent: PBMA = po!yn-bu1yl methaaytate; PC = po^mer-mated; PD^A= poty{D,L)-lactic acidlPDLLA/PCL= рЫ/ (pJ.)-bak!e-co-capralactone; PF = polymer-free; РИМА = potyhocjfl merhaorylate; PLGA - po^idj-hcrioo ¿iycoL^e). PLLA - роЕу-L-lactic acid; FYA = polyvrr/. acetate; PVDF-HFP - poty(viny5der>e fbpride-cohexafliioropropylenej: P/P - palyvinyfl pyrrol idone: TSPCU — therrrw^asticsiicone-polycarbonate-Liretharke
Рис. 6. Приложение 6 к рекомендациям Европейского общества кардиологов по реваскуляризации
миокарда 2018 г
Endovascular interventions undoubtedly occupy a leading position in the treatment of stenosing-occlusive lesions of coronary arteries. Method of endovascular treatment for coronary artery lesions has made its way from balloon angioplasty to implantation of drug-eluting stents. Today, drug-eluting stents (DES) are widely used for coronary artery revasculariza-tion and have significantly reduced the incidence of restenosis compared to bare metal stents due to the use of a cytostatic that inhibits smooth muscle cell proliferation and neointima growth (1-4). However, any intervention on the arteries compromises the endothelium integrity, which in turn triggers a complex cascade of inflammatory processes that can further lead to restenosis (5-7). Therefore, all the latest developments in stents are aimed at suppressing this inflammatory process as a restenosis trigger.
Endothelium is a monolayer of squamous cells lining the inner surface of the blood and lymphatic vessels as well as the heart cavity. Endothelium plays an important role not only in the regulation of vascular tone by releasing vasodilators and/or vasoconstrictors into the underlying layers of smooth muscle cells, but also in the control of inflammatory and proliferative reactions of local hemocoagulation (8). Under physiological conditions, endothelial cells are subject to shear stress generated by blood flow, while smooth muscle cells in the medial layer are subject to cyclic stress caused by the pulsating nature of blood flow (8, 9). Smooth muscle cells located in the tunica media are not directly affected by shear stress of the blood flow but only indirectly affected by transmural pressure of the vessel wall (8, 10). However, after endothelium injury caused by the stent placement, the surface layer of smooth muscle cells is directly exposed to shear stress of the blood flow, which is a non-physiological stress stimulus for it. Such exposure leads to the transformation of these cells to a proliferative "synthetic" phenotype (8-12). As a result, the contractile function in the damaged site of the vascular wall is reduced in response to triggers, and, on the contrary, smooth muscle cell proliferation is enhanced, which is an integral part of the neointima growth. Positive correlation between the direct effect of flow shear stress and phenotypic changes in smooth muscle cells is extensively studied (8, 13-15).
Under physiological conditions, an increase in shear stress of the blood flow is a stimulus for the production of nitric oxide (NO) by endothelial NO synthase (eNOS) (8, 16). The amounts
of eNOS and released NO depend on the content of intracellular calcium (Ca2+), which is determined by the flow shear stress and biologically active molecules present in the blood, such as thrombin, adenosine nucleotides, acetylcholine, bradykinin, etc. (8, 17). Available data also suggests that flow shear stress modulates the NO production through the platelet endothelial cell adhesion molecule (PECAM-1), which directly regulates basal eNOS activity (18). However, experiments evaluating PECAM-1 expression demonstrated that regenerated endothelium does not necessarily transform into a fully functional endothelium producing physiological levels of nitric oxide (8, 19). Damaged endothelium is not capable to make a rapid re-endothelialization of injured parts of the vessel wall and stent struts, to provide a balance between vasodilators and vasoconstrictors or to adequately regulate vascular tone, which, together with stress factors that induce the production of pro-inflammatory and pro-proliferatory mediators, may lead to the oc-curence and further progression of the neointi-ma hyperplasia in the stenting area (8, 16-20).
In addition, studies show that local hemo-dynamic disorders occur in the strut-adjacent areas after stent implantation. Struts of the implanted stent create recirculation zones and low flow shear stress areas in the parietal region, the so-called stagnant zones (8). Delayed endothelialization of the implanted stent strata is found specifically in these zones (21-23). This phenomenon is characterized by a decrease in flow shear stress, strong shear stress fluctuations, and an increase in the relative exposure time of blood in the stenting area (6, 7, 24). Such disorders of local hemodynamics can provoke pro-coagulant effects and lead to thrombosis (5, 25, 26) due to the production of and longer exposure to thrombin, fibrin and other blood coagulation factors in the recirculation zone as well as due to platelet activation in the recirculation zone (6, 22, 26). On the other hand, it was clearly established that the same factors play an important role in the neointima growth, too (27, 28).
Thus, an increase in the shear stress and a decrease in the amplitude of shear stress fluctuations are important inducers of re-en-dothelialization (29), promoting the migration and proliferation of endothelial cells from adjacent intact zones (30). Since the direct relationship between the occurrence of late thrombosis and endothelialization levels of the stent struts is no longer in doubt (5), the vessel and stent
Strut thickness
•Thick
•Thin
•Ultra-thin
Type of coating
•Abluminal •Conformai
ft
Type of stent design
•Open-design
•Closed-design
•Hybrid-design
Important stent characteristics
Type of drug
•Taxane group of drugs •'Olimus' group of drugs
Type of polymers
• Durable
• Biodegradable •Polymer-free
4
Type of 'stent platforms\
SS
Co-Cr Co-Ni Pt-Cr Fully
absorbable polymers
Fig. 1. Key characteristics of coronary stents which affect clinical outcomes (32).
strut re-endothelialization rate can be regarded as an independent factor in long-term prognosis.
Delayed or incomplete re-endothelialization is a very specific problem for most drug-eluting stents, as after their implantation, there is a risk of developing late thrombosis associated not only with incomplete endothelialization of the stent struts or with impaired endothelial function, but also with a chronic inflammatory reaction of the vascular wall (31).
At present, the main characteristics of the stent design that affect the implantation prognosis have been identified (Fig. 1). The strut thickness and features of strut junctions have a major impact on the extent of damage to the vascular wall, neointima hyperplasia, and thrombosis risk (21, 22, 27, 32).
Several publications reported, that the stent geometry definitely have an effect on the degree of local hemodynamic disturbances in the implantation area (4, 6, 33): for example, sections of a streamlined stent could significantly improve the para-strut local blood flow compared to rectangular struts (24, 33). At the same time, the thick struts lead to the formation of larger recirculation zones than the thin ones, and, accordingly, entail greater risks for procoagulation and thrombosis (5, 34, 35) (Fig. 2).
Studies showed that using of DES with thinner struts was associated with better clinical outcomes (37). According to a meta-analysis
of ten randomized clinical trials comparing DES with ultrathin and thicker struts, the former not only provide better flexibility and high delivera-bility, but also reduce damage and inflammation of the vascular wall in the stenting area and promote faster endothelialization. Thin struts cause less turbulence of the blood flow in the stenting area than stents with larger struts, while reducing the risk of late thrombosis. A significant decrease in the lumen loss of target vessel due to the low incidence of MI was shown when using stents with ultrathin and thin struts compared to larger struts. A decrease in the stent strut thickness on average by 10 Mm allowed reducing the risk of lumen loss by 16% (38).
According to ISAR-STEREO randomized trial, DES with thinner struts significantly reduced the risk of restenosis compared to thicker struts. Kastrati et al. studied the effect of strut thickness on restenoses in 651 patients for 1 year and noted significantly higher rates of restenoses on angiograms and target vessel revascularization in the thicker strut group. The rate of angiography-confirmed restenosis was 15% with thin-strutted stents and 25.8% with thick-strutted stents (p = 0.003). The rate of target vessel revascularization was 8.6% with thin-strutted stents and 13.8% with thick-strutted stents (p = 0.03) (39).
Thus, reduced thickness of coronary stent struts directly improves the clinical outcome of implantation, presumably by mitigating pathophysiological consequences of vascular wall damage.
At the same time, topography of the stent surface has a significant effect on the re-en-dothelialization process. It was proven, that the surface topography has a great effect on migration of both single endothelial cells (40-41), and their collective migration (7, 17), which is based on the adhesion of endothelial cells to substrate (15, 42) via transmembrane receptors of the integrins family, which influences the rate and quality of re-endothelialization (31, 43). In experiments, a fluid flow that mimicked blood flow reduces the adhesion between endothelial cells and contributes to the loss of the monolayer integrity (5). This leads to switching from collective to individual cell migration and impairs signal transmission from border cells to adjacent ones. Isolated cells are washed away by the flow resulting in the delayed re-endothe-lialization. Topographic modifications or formation of a certain topography of the stent surface counteract this effect by promoting a collective
Blood flow
High ESS
Procoagulant/ Prothrombotlc state
Platelet activation
f v„>'
ADP, TXA2
ч
-----
vWF Fibrinogen Prothrombin
Non-streamlined stent strut Artery wall
V» Platelet X
* Aggregation \
V4
\ Low ESS }
w /
\lNO ÍPGI2 ItPA
De-endothelialization
b
Blood flow
Physiologic ESS
Quiescent platelets
Anticoagulant/ Antithrombotic state
vWF Fibrinogen Prothrombin
Inhibition
Streamlined stent strut Artery wall
- ---->
s Physiologic ESS TNG ÎPGI2 ttPA --------,
"4
Endothelial cells
Fig. 2. Effect of struts design on thrombogenicity (36).
target migration of endothelial cells under flow shear stress due to stronger adhesion to the stent surface (25).
A group of authors headed by A. Dibra reported about successful use of surface-modified stents in the clinical practice (44). A protocol of a double-blind, randomized study to evaluate a relationship between stent surface topography and stenting outcomes was developed. Stents with rough (microporous) and smooth surfaces were compared. The study used matrix stents made of medical stainless steel 316L, laser-cut from single-piece tubes. All stents were electrochemically treated to create a smooth surface, while other stents were sandblasted to create a rough (microporous) surface. A total of 200 patients with significant stenosis in native coronary arteries were enrolled in the study. They were double-blind randomized for stenting with smooth-surfaced stents or microporous-surfaced ones. Importantly, the groups were statistically comparable not only in terms of baseline history data, but also with nearly identical procedural parameters, including comparable achieved final diameters of lumina. The primary endpoint of the study was late lumen loss at the stenting
site, and the secondary endpoint was angio-graphic restenosis and clinical outcomes. The late lumen loss was shown to average 1.0 ± 0.7 mm in the rough-surfaced stent group and 1.2 ± 0.7 mm in the smooth-surfaced stent group, with the mean difference of 0.2 mm. Angiographic restenosis was found in 25% of patients in the microporous-surfaced stent group and 35% of patients in the smooth-surfaced stent group. There was a downward trend in the incidence of angiographic restenosis and late lumen loss when the stents with a microporous surface were used (Fig. 3).
These results indicate that the modified mi-croporous stent surface reduces the risk of late lumen loss and could accelerate endotheliali-zation of struts (44). At the same time, the microporous modification of the stent surface does not have any effect on the most important mechanical properties of stents and their safety parameters (45).
In the era of drug-eluting stents, data from this study are of particular interest because microporous surface not only improves the endothelialization process, but also are able to enhance the stent's capacity to store antipro-liferative drugs, thus reducing the polymer load
40
■о ш Е
£ 30 о _
10 о " с
Q. (О
О)
о
О)
с <
20
10
р = 0,19
Rough surface Smooth surface
Fig. 3. Rate of angiographically confirmed restenosis in patients in the groups of stents with a modified rough and smooth surface.
or even completely eliminating the need for polymer coatings.
In their fundamental work, T.N. Tuoi et al. described the first theoretical mathematical model, which confirms the concept of two-phase (fast and delayed) release of drug substance from micropores of the modified stent surface. Although the presented model includes a number of significant simplifications, it successfully demonstrates the key features of the experimentally observed release. The authors carried out experiments on drug release from a microporous-surfaced stent and found that the release profile has a clear two-stage nature, with most of the drug being released relatively quickly over about 12 hours, and the remaining drug being released more slowly over about a week. Parameters that can be used to calibrate release profiles include drug coating thickness, surface roughness, and the amount or the absence of the polymer (46).
The understanding of pathophysiological mechanisms of lumen loss and late thrombosis
after the DES implantation, endothelial dysfunction, and inflammation may contribute to the development of technologies and new designs of coronary stents. Previously, it was assumed that using the stents with bioresorb-able polymers would reduce the number of late thrombosis after PCI by minimizing the risk of inflammatory reactions to polymer coating and remodeling of the vascular wall (47). At that, the long-term clinical outcomes after the use of modern DES with a permanent or bioresorbable polymer coating are very similar, which is probably due to the use of polymer materials with improved biocompatibility, which cause minimal inflammation of the vascular wall (37). In this context, no polymer coating of a drug eluting stent may be considered to be ideal. A class of drug-eluting stents, in which a non-polymeric agent is used as a drug release modulator, has already appeared in international clinical practice (34).
The first and most thoroughly studied platform with a modified (microporous) surface used in clinical studies was the Yukon stent platform (manufacturer: Translumina GmbH, Germany) (48). It is implemented in the stents of new generation Yukon Choice PC and Yukon Chrome PC, which combine an optimal strut design and thickness (68-79 Mm for a cobalt-chromium alloy platform), a sirolimus-contain-ing biodegradable polymer (PLA) abluminal coating, and a unique microporous surface with numerous micropores (the so-called PEARL® surface), promoting an accelerated endothelialization and reducing the risk of late thrombosis (43-45, 49) (Fig. 4).
According to data published by G. Stefanini et al. (50), implantation of Yukon stents with a modified microporous surface reduced the percentage of late thrombosis in over 4,000 patients.
- Ш ж ' : -" 'War
Pf ;. • vbNA >. *'ji
s VifkV^
■ * • f. ГМр
Fig. 4. Stent micropores (PEARL surface).
b
Results of a 10-year randomized clinical trial (ISAR-TEST-4) are now available for a population of patients that reflects real clinical settings. The mean age of patients enrolled into the study was 66.7 years; diabetes mellitus was diagnosed in 28.9%, complex morphology of the vascular bed with B2/C lesions was found in 72.8%, and multivessel lesions - in 86.5% of patients (51). The 10-year thrombosis rate for Yukon stents was 1.8% vs. 3.7% for Cypher stents, while Xience stent (comparator) had 2.5%, which was not significantly superior over the first generation Cypher stents in this population of patients (Fig. 5).
Parameters of clinical efficacy and safety made it possible to include Yukon stents with a modified microporous surface into the list of 12 new generation stents recommended for myocardial revascularization by the European Society of Cardiology and the European Association of Percutaneous Interventions in 2018 (Fig. 6) (52).
The use of modern technologies, such as thin and ultrathin struts, in the coronary stents of new generation can reduce the damage and
6
_Q O4
S s
28 4 0-.Q
<D " >£ 2
IE
4- m Ш 4=
Ои о
> Cypher
> Xience V
I Yukon DES
_Cypher I—Г
-Г1 Xience V
S
Yukon PES
2 4 6 8
Years after the procedure
Patients of the risk group Yukon DES 1299 Xience V 652 Cypher 652
1179 1089 590 542
585 536
935 793
473 403
460 369
10
671 334 321
Fig. 5. Risk of definitive/probable stent thrombosis over 10 years in the study ISAR-TEST-4.
the inflammation of the vascular wall in the stenting area and hasten the endothelialization (37-39), while the use of abluminal coating, and the modification of the stent surface also can speed up the endothelialization of struts (43-45, 39) and decrease the risks of thrombosis and stent restenosis.
Supplementary Table 6 CE-approved new-generation drug-eluting stents recommended for clinical use based on randomized trials with a primary clinical endpoint (in alphabetical order)
DES Stent platform Polymer coating Drag References
I Based on durable pommer coatings
Promus element Platinum- chrome PSMA and FVDF-HFP Evenolimus ii.it
Resolute Cobalt-chrome PBMA, РИМА. PVP. and FVA Zotarolimus li-ie
Xience Cobalt-chrome PSMA and PVDF-HFP Evenolimus I9-ÏI
EtuNIR (BioNIR) Cobalt-chrome PBMA and TSPCU Ridaforoömus 71
Based on biodegradable polymer coatings
Biomatrix Stainless steel TO LIA Btolimus A9 ТЗЭ4
Nobori Stall less steel POL1A Biolirmis A9
Orsiro Cobalt-chrome PLLA S ira lim us за.»
Synergy Platinum- chrome PLGA Everolimus »
Ulii master Cobalt-chrome PDILA/FCL Si roi im us
Yukon Clioice PC Stainless steel PDLLA Si roi im us 31
Polymer-free
Bio Freedom Stainless steel - Btolimus A9 зг
Yukon Clioice PF Stainless steel - Sirolimus 33
DES sdn^-eluting stent: P BMA = po!yn-bu1yl ntettacr^ ae PC = po^mer-mited; PD^A= poty{D,L)-laiK ackl:PDLlA'PCL= p£>V (pJ.)-bak!e-co-capralïctone; PF = polymer-free; РИМА = potyhocjfl merhaorylate; PLGA - po^idj-hcrioo ¿iycoL^e). PLLA - poty-L-lacric acid; FYA = polvvn/. aceoie: PVDF-HFP - poty(viny5der>e fbpride-cohexafluoropropylenej: P/P - polyvinyl pyrrolidone: TSPCU — therrrw^asticsiicone-polycarbonate-Liretharke
Список литературы [References]
1. Serruys P.W., Kutryk M.J., Ong A.T. Coronary-artery stents. N. Engl. J. Med. 2006, 354, 483-495. https://doi.org/10.1056/NEJMra051091
2. Lee S., Baek K., Chun K. Cost-effectiveness of drug-eluting vs. bare-metal stents in patients with coronary artery disease from the Korean national health insurance database. Yonsei Med. J. 2014, 55, 1533-1541. https://doi.org/10.3349/ymj.2014.55.6.1533
3. Kastrati A., Mehilli J., Pache J. et al. Analysis of 14 trials comparing sirolimus-eluting stents with bare-metal stents. N. Engl. J. Med. 2007, 356, 1030-1039. https://doi.org/10.1056/NEJMoa067484
4. Balossino R., Gervaso F., Migliavacca F., Dubini G. Effects of different stent designs on local hemodynamics in stented arteries. J. Biomech. 2008, 41, 1053-1061. https://doi.org/10.1016/j.jbiomech
5. Kolandaivelu K., Swaminathan R., Gibson W.J. et al. Stent thrombogenicity early in high-risk interventional settings is driven by stent design and deployment and protected by polymer-drug coatings. Circulation. 2011, 123 (13), 1400-1409.
https://doi.org/10.1161/CIRCULATI0NAHA.110.003210
6. Jimenez J.M., Prasad V., Yu M.D. et al. Macro- and microscale variables regulate stent haemodynamics, fibrin deposition and thrombomodulin expression. J. R. Soc. Interface. 2014, 11 (94), 20131079. https://doi.org/10.1098/rsif.2013.1079
7. Robaina S., Jayachandran B., He Y. et al. Platelet adhesion to simulated stented surfaces. J. Endovasc. Ther. 2003, 10, 978-986. https://doi.org/10.1177/152660280301000522
8. Tahir H., Bona-Casas C., Hoekstra A.G. Modelling the Effect of a Functional Endothelium on the Development of In-Stent Restenosis. PLoS ONE. 2013, 8 (6), e66138. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0066138
9. Redmond E.M., Lally C., Cahill P.A. Hemodynamic Control of Vascular Smooth Muscle Function. In: Joseph H., ed. Muscle Fundamental Biology and Mechanisms of Disease. Elsevier, 2012, 1231-1242.
https://doi.org/10.1016/b978-0-12-381510-1.00092-2
10. Shi Z.D., Tarbell J.M. Fluid flow mechanotransduction in vascular smooth muscle cells and fibroblasts. Ann. Biomed. Eng. 2011, 39, 1608-1619. https://doi.org/10.1007/s10439-011-0309-2
11. Louis S.F., Zahradka P. Vascular smooth muscle cell motility: From migration to invasion. Exp. Clin. Cardiol. 2010, 15 (4), e75-85.
12. Lehti K., Rose N.F., Valavaara S. et al. MT1-MMP promotes vascular smooth muscle dedifferentiation through LRP1 processing. J. Cell. Sci. 2009, 122 (Pt 1), 126-135. https://doi.org/10.1242/jcs.035279
13. Hsu S., Chu J.S., Chen F.F. et al. Effects of Fluid Shear Stress on a Distinct Population of Vascular Smooth Muscle Cells. Cell. Mol. Bioeng. 2011, 4 (4), 627-636. https://doi.org/10.1007/s12195-011-0205-8
14. Shi Z.D., Abraham G., Tarbell J.M. Shear stress modulation of smooth muscle cell marker genes in 2-D and 3-D depends on mechanotransduction by heparan sulfate proteoglycans and ERK1/2. PLoS One. 2010, 5 (8), e12196. https://doi.org/10.1371/journal.pone.0012196
15. Wilson S., Mone P., Kansakar U. et al. Diabetes and restenosis. Cardiovasc. Diabetol. 2022, 21 (1), 23. https://doi.org/10.1186/s12933-022-01460-5
16. Ozkor M.A., Murrow J.R., Quyyumi A.A. Endothelium: Dysfunction and Repair. Advances Vasc. Med. Springer, 2010, 187-210. https://doi.org/10.1007/978-1-84882-637-3_11
17. De Caterina R., Massaro M., Libby P. Endothelial Functions and Dysfunctions. Endothelial Dysfunctions in Vascular Disease: Blackwell Publishing, 2007, 1-25. https://doi.org/10.1002/9780470988473.ch1
18. McCormick M.E., Goel R., Fulton D. et al. Platelet-Endothelial Cell Adhesion Molecule-1 regulates endothelial NO synthase activity and localization through signal transducers and activators of transcription 3-dependent NOSTRIN expression. Arterioscler. Thromb. Vasc. Biol. 2011, 31 (3), 643-649.
https://doi.org/10.1161/ATVBAHA.110.216200
19. Nakazawa G., Granada J.F., Alviar C.L. et al. Anti-CD34 antibodies immobilized on the surface of sirolimus-eluting stents enhance stent endothelialization. JACC Cardiovasc. Interv. 2010, 3 (1), 68-75. https://doi.org/10.1016/j.jcin.2009.09.015
20. Jeremy J.Y., Rowe D., Emsley A.M., Newby A.C. Nitric oxide and the proliferation of vascular smooth muscle cells. Cardiovasc. Res. 1999, 43 (3), 580-594. https://doi.org/10.1016/S0008-6363(99)00171-6
21. Nguyen D.T., Smith A.F., Jiménez J.M. Stent strut streamlining and thickness reduction promote endothelialization. J. R. Soc. Interface. 2021, 18 (181), 20210023. https://doi.org/10.1098/rsif.2021.0023
22. Jiménez J.M., Davies P.F. Hemodynamically driven stent strut design. Ann. Biomed. Eng. 2009, 37 (8), 1483-1494. https://doi.org/10.1007/s10439-009-9719-9
23. Jiménez J.M., Davies P.F. Design implications for endovas-cular stents and the endothelium. In Hemodynamics and mechanobiology of endothelium. Singapore, 2010, 291312. https://doi.org/10.1142/9789814280426_0011
24. Seo T., Schachter L.G., Barakat A.I. Computational study of fluid mechanical disturbance induced by endovascular stents. Ann. Biomed. Eng. 2005, 33, 444-456. https://doi.org/10.1007/s10439-005-2499-y
25. Malek A.M., Alper S.L., Izumo S. Hemodynamic shear stress and its role in atherosclerosis. JAMA. 1999, 282, 2035-2042. https://doi.org/10.1001/jama.282.21.2035
26. Duraiswamy N., Cesar J.M., Schoephoerster R.T., Moore J.E. Jr. Effects of stent geometry on local flow dynamics and resulting platelet deposition in an in vitro model. Biorheology. 2008, 45, 547-561.
27. Wentzel J.J., Krams R., Schuurbiers J.C. et al. Relationship between neointimal thickness and shear stress after Wallstent implantation in human coronary arteries. Circulation. 2001, 103, 1740-1745. https://doi.org/10.1161/01.cir.103.13.1740
28. Kohler T.R., Kirkman T.R., Kraiss L.W. et al. Increased blood flow inhibits neointimal hyperplasia in endothelialized vascular grafts. Circ. Res. 1991, 69, 1557-1565. https://doi.org/10.1161/01.res.69.6.1557
29. Van der Heiden K., Gijsen F.J., Narracott A. et al. The effects of stenting on shear stress: relevance to endothelial injury and repair. Cardiovasc. Res. 2013, 99, 269-275. https://doi.org/10.1093/cvr/cvt090
30. Joner M., Nakazawa G., Finn A.V. et al. Endothelial cell recovery between comparator polymer-based drug-eluting stents. J. Am. Coll. Cardiol. 2008, 52, 333-342. https://doi.org/10.1016/j.jacc.2008.04.030
31. Rykowska I., Nowak I., Nowak R. Drug-Eluting Stents and Balloons-Materials, Structure Designs, and Coating Techniques: A Review. Molecules. 2020, 25 (20), 4624. https://doi.org/10.3390/molecules25204624
32. Thakkar A.S., Dave B.A. Revolution of Drug Eluting Coronary Stents: An Analysis of Market Leader. Eur. Med. J. 2016, 4, 114-125. https://doi.org/10.33590/emj/10314703
33. Berry J.L., Santamarina A., Moore J.E. Jr. et al. Experimental and computational flow evaluation of coronary stents. Ann. Biomed. Eng. 2000, 28, 386-398. https://doi.org/10.1114/1.276
34. Mauri L., Hsieh W., Massaro J.M. et al. Stent thrombosis in randomized clinical trials of drugeluting stents. N. Engl. J. Med. 2007, 356, 1020-1029. https://doi.org/10.1056/NEJMoa067731
35. Daemen J., Serruys P.W. Drug-eluting stent update 2007. Part II: unsettled issues. Circulation. 2007, 116, 961-968. https://doi.org/10.1161/CIRCULATI0NAHA.107.691451
36. Koskinas K.C., Chatzizisis Y.S., Antoniadis A.P., Giannoglou G.D. Role of endothelial shear stress in stent restenosis and thrombosis: pathophysiologic mechanisms and implications for clinical translation. J. Am. Coll. Cardiol. 2012, 59 (15), 1337-1349. https://doi.org/10.1016/jJacc.2011.10.903
37. Parker W., Iqbal J. Comparison of Contemporary Drug-eluting Coronary Stents - Is Any Stent Better than the Others? Heart Int. 2020, 14 (1), 34-42. https://doi.org/10.17925/HI.2020.14.T34
38. Bangalore S., Toklu B., Patel N. et al. Newer-Generation Ultrathin Strut Drug-Eluting Stents Versus Older Second-Generation Thicker Strut Drug-Eluting Stents for Coronary Artery Disease. Circulation. 2018, 138 (20), 2216-2226. https://doi.org/10.1161/CIRCULATI0NAHA.118.034456
39. Kastrati A., Mehilli J., Dirschinger J. et al. Intracoronary stenting and angiographic results: strut thickness effect on restenosis outcome (ISAR-STEREO) trial. Circulation. 2001, 103, 2816-2821. https://doi.org/10.1161/01.cir.103.23.2816
40. Otsuka F., Finn A.V., Yazdani S.K. et al. The importance of the endothelium in atherothrombosis and coronary stenting. Nat. Rev. Cardiol. 2012, 9 (8), 439-453. https://doi.org/10.1038/nrcardio.2012.64
41. Harnek J., Zoucas E., Carlemalm E., Cwikiel W. Differences in endothelial injury after balloon angioplasty, insertion of balloon-expanded stents or release of self-expanding stents: An electron microscopic experimental study. Cardiovasc. Intervent. Radiol. 1999, 22 (1), 56-61. https://doi.org/10.1007/s002709900329
42. Jukema J.W., Verschuren J.J., Ahmed T.A., Quax P.H. Restenosis after PCI. Part 1: pathophysiology and risk factors. Nat. Rev. Cardiol. 2011,9(1), 53-62. https://doi.org/10.1038/nrcardio.2011.132
43. Palmaz J.C., Bailey S., Marton D., Sprague E. Influence of stent design and material composition on procedure outcome. J. Vasc. Surg. 2002, 36 (5), 1031-1039. https://doi.org/10.1067/mva.2002.129113
44. Dibra A., Kastrati A., Mehilli J., Pache J. et al. Influence of stent surface topography on the outcomes of patients undergoing coronary stenting: a randomized, double blind controlled trial. Catheter Cardiovasc. Interv. 2005, 65 (3), 374-380. https://doi.org/10.1002/ccd.20400
45. De Scheerder I., Verbeken E., Van Humbeeck J. Metallic surface modification. Semin. Interv. Cardiol. 1998, 3, 139-144.
46. Voa T.T.N., Morganb S., McCormick C. et al. Modelling drug release from polymer-free coronary stents with micropo-rous surfaces. Int. J. Pharmaceut. 2018, 544 (2), 392-401. https://doi.org/10.1016/j.ijpharm.2017.12.007
47. Neumann F.J., Sousa-Uva M., Ahlsson A. et al.; ESC Scientific Document Group. 2018 ESC/EACTS Guidelines on myocardial revascularization. Eur. Heart. J. 2019, 40 (2), 87-165. https://doi.org/10.1093/eurheartj/ehy394. Erratum in: Eur. Heart J. 2019, 40 (37), 3096.
48. Hausleiter J., Kastrati A., Wessely R. et al. FASTTRACK-Prevention of restenosis by a novel drug-eluting stent system with a dose-adjustable, polymerfree, on-site stent coating. Eur. Heart J. 2005, 26 (15), 1475-1481. https://doi.org/10.1093/eurheartj/ehi405
49. Wen X., Wang X., Zhang N. Microrough surface of metallic biomaterials: a literature review. Biomed. Mater. Eng. 1996, 6, 173-189.
50. Stefanini G., Byrne R.A., Serruys P.W. et al. Biodegradable polymer drug-eluting stents reduce the risk of stent thrombosis at 4 years in patients undergoing percutaneous coronary intervention: a pooled analysis of individual patient data from the ISAR-TEST 3, ISAR-TEST 4, and LEADERS randomized trials. Eur. Heart J. 2012, 33 (10), 1214-1222. https://doi.org/10.1093/eurheartj/ehs086
51. Kufner S., Joner M., Thannheimer A. et al. Ten-year clinical outcomes from a trial of three limus-eluting stents with different polymer coatings in patients with coronary artery disease: results from the ISAR-TEST 4 randomized trial. Circulation. 2019, 139, 325-333. https://doi.org/10.1161/CIRCULATI0NAHA.118.038065
52. Neumann F.-J., Sousa-Uva M., Ahlsson A. et al. 2018 ESC/ EACTS Guidelines on myocardial revascularization -Supplementary Data. Eur. Heart J. 2019, 40 (2), 87-165. https://doi.org/10.1093/eurheartj/ehy394
Сведения об авторах [Authors info]
Семитко Сергей Петрович - доктор мед. наук, профессор, директор НПЦ интервенционной кардиоангиологии ФГАОУ ВО "Первый МГМУ имени И.М. Сеченова" Минздрава России (Сеченовский Университет), Москва. https://orcid.org/0000-0002-1268-5145. E-mail: semitko@mail.ru
Сандодзе Тамара Соломоновна - канд. мед. наук, заведующая отделением рентгенохирургических методов диагностики и лечения НПЦ интервенционной кардиоангиологии ФГАОУ ВО "Первый МГМУ имени И.М. Сеченова" Минздрава России (Сеченовский Университет), Москва.https://orcid.org/0000-0003-4540-7747. E-mail: doc.sandodze@mail.ru Камолов Имомали Хамдамович - врач по рентгенэндоваскулярным диагностике и лечению НПЦ интервенционнной кардиоангиологии ФГАОУ ВО "Первый МГМУ имени И.М. Сеченова" Минздрава России (Сеченовский Университет), Москва. Церетели Нино Владимировна - канд. мед. наук, заведующая кардиологическим отделением НПЦ интервенционной кардиоангиологии ФГАОУ ВО "Первый МГМУ имени И.М. Сеченова" Минздрава России (Сеченовский Университет), Москва. http://orcid.org/0000-0003-1517-5244. E-mail: ninotsereteli@mail.ru
* Адрес для переписки: Сандодзе Тамара Соломоновна - e-mail: doc.sandodze@mail.ru
Sergey P. Semitko - Doct. of Sci. (Med.), Professor, Director of the Scientific and Practical Center of Interventional Cardioangiology, Federal State Autonomous Educational Institution of Higher Education, I.M. Sechenov First Moscow State Medical University of the Ministry of Health of the Russian Federation, Moscow. https://orcid.org/0000-0002-1268-5145. E-mail: semitko@mail.ru Tamara S. Sandodze - Cand. of Sci. (Med.), Head of the Department of Radiosurgical Methods of Diagnostics and Treatment, Scientific and Practical Center of Interventional Cardioangiology, Federal State Autonomous Educational Institution of Higher Education, I.M. Sechenov First Moscow State Medical University of the Ministry of Health of the Russian Federation, Moscow. https://orcid.org/0000-0003-4540-7747. E-mail: doc.sandodze@mail.ru
Imomali H. Kamolov - specialist in radioendovascular diagnostics and treatment, Scientific and Practical Center of Interventional Cardioangiology, Federal State Autonomous Educational Institution of Higher Education, I.M. Sechenov First Moscow State Medical University of the Ministry of Health of the Russian Federation, Moscow.
Nino V. Tsereteli - Cand. of Sci. (Med.), Head of the Department of Cardiology, Scientific and Practical Center of Interventional Cardioangiology, Federal State Autonomous Educational Institution of Higher Education, I.M. Sechenov First Moscow State Medical University of the Ministry of Health of the Russian Federation, Moscow. http://orcid.org/0000-0003-1517-5244. E-mail: ninotsereteli@mail.ru
* Address for correspondence: Tamara S. Sandodze - e-mail: doc.sandodze@mail.ru
Статья получена 25 июня 2023 г Принята в печать 24 августа 2023 г
Manuscript received on June 25, 2023. Accepted for publication on August 24, 2023.
