ВВЕДЕНИЕ

Инкрустация стентов и образование биопленок на их поверхности представляют серьезные проблемы, которые не могут быть решены без удаления дренажа или его замены. В предыдущей части обзора проанализированы и обобщены механизмы инкрустации и формирования биопленок на поверхности мочеточниковых стентов, а также материалы и покрытия для их изготовления. В представленном материале обсуждены биодеградируемые стенты и физические способы воздействия на дренаж как альтернативные методы для профилактики развития осложнений.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Изучена научно-медицинская литература в базах данных Pubmed, Web of Sience, Science Direct, Scopus, Сyberleninka, elibrary.ru, ЦНМБ и других за период с 1984 г. по 2020 г. по следующим ключевым словам: «мочеточниковый стент», «инкрустация», «биопленка», «мочекаменная болезнь», «бактериурия», «ультразвук». Найдено более 100 научных публикаций, выполнен анализ 48 научных работ, наиболее полно отвечающих тематике статьи.

АЛЬТЕРНАТИВНЫЕ МАТЕРИАЛЫ ДЛЯ ИЗГОТОВЛЕНИЯ ВНУТРЕННИХ ДРЕНАЖЕЙ

За последние 20 лет достигнут значительный прогресс в разработке бидеградируемых материалов для медицинского использования. Большие успехи с применением данной технологии достигнуты в области сердечно-сосудистой хирургии, хирургии пищевода, а также дренирования желчевыводящих путей [1-4]. Перспективам исследования и применения биодеградируемого мочеточникового стента (БМС) уделяется больше внимания [5]. БМС может разлагаться на мелкие частицы и выводиться мочой после выполнения своей дренажной функции.

Преимущество БМС в том, что исключается потребность в повторных вмешательствах по их удалению, улучшая качество жизни пациента, а также снижая экономическую нагрузку на систему здравоохранения [6].

С другой стороны остается проблема управление скоростью процесса деградации [7] и элиминации продуктов деградации стента, поэтому данная технология не так распространена на рынке, несмотря на долгие годы исследований [8, 9].

Конструкция стента должна учитывать свойства биосовместимости, а также механическую прочность и скорость деградации, для обеспечения гарантии поддержания потока мочи на требуемый период.

Обычно используют следующие биоматериалы: полимеры природного происхождения, синтетические полимеры и металлы.

Полимеры природного происхождения

Биоразлагаемые полимеры природного происхождения, включая коллаген, желатин, альгинат, фибрини шелк и т. д., широко используются в тканевой инженерии и регенеративной медицине [10-12]. Хорошая биосовместимость является основным условием для их изучения. Доказано, что стенты на основе гидрогеля, состоящие из желатина, альгината, геллановой камеди или их смесей, являются материалом, благоприятным для уротелия. Продукты их распада не вызывают какоголибо воспалительного ответа слизистой, что дает им ряд преимуществ [13, 14].

В 2002 году В. Auge и соавт. [15] сообщили о стенте на основе альгината. Стенты полностью разлагались за 7 суток и оказались безопасными с гистопатологической точки зрения.

О последних описанных БМС, изготовленных из полимеров природного происхождения, сообщила исследовательская группа из Португалии [16-18]. В состав стентов были включены различные смеси альгината, геллановой камеди и желатина. Стент разлагался in vitro в течение 14–60 дней, а скорость его деградации можно контролировать, изменяя соотношение биодеградируемых материалов. Однако скорость разложения in vivo оказалась слишком высока, чтобы поддерживать эффективную механическую прочность в течение требуемого периода времени.

Синтетические полимеры

Синтетический полимер – это биологически неактивный материал, который практически безвреден для живого организма. Основными преимуществами синтетического полимерного биоматериала являются отсутствие иммуногенности, канцерогенности, тератогенности и токсичности [19, 20]. Обычно используемые синтетические полимеры в основном представляют собой альфа-гидроксикислоты, включая полимолочную кислоту (PLA), полигликолевую кислоту (PGA), полигликолевую кислоту/полимолочную кислоту (PGLA), поликапролактон (PCL), полидиоксанон (PDX) и т. д. PLA и PCL относительно медленно биодеградируемые материалы (от нескольких месяцев до нескольких лет), в то время как скорость деградации PGA и PDX относительно высока (от недель до месяцев). PGLA полимеризуется гликолидом и лактидом в различных пропорциях, таким образом объединяя преимущества и недостатки двух компонентов [21-23].

PLLA отвечает требованиям механической прочности в качестве БМС, однако длительное время деградации (4-6 месяцев) ограничивает их применение [24, 25]. Скорость деградации PGLA может быть скорректирована контролем соотношения гликолида и лактида. Поэтому PGLA-стент может потенциально применяться не только в качестве противовоспалительного средства, но и в качестве временного стента для опорной и дренажной функции [26-28].

В. Hadaschik и соавт. провели эксперимент с использованием биоразлагаемого стента «Uriprene», состоящий из L-лактида, гликолида и сополиэфирных компонентов, аналогичных используемым в рассасывающихся швах, и протестировали его на модели свиньи. Стент «Uriprene» полностью разрушается через 7-10 недель, обеспечивая отличный отток мочи с минимальным гидронефрозом по сравнению с контролем [29].

Однако он оказался слишком податливым, не выдерживающим радиальной компрессионной нагрузки, что затрудняет установку непосредственно по струнепроводнику. Кроме того, 7-10 недель это слишком долгий период дренирования после неосложненной уретероскопии.

Второе и третье поколение стента «Uriprene» было разработано для более быстрого разрушения (90% стентов полностью разлагались за 2-4 недели) и было усилено, чтобы обеспечить лучшую осевую жесткость, что позволяет установить его по струне-проводнику [30, 31]. Все стенты однородно деградировали от дистального до проксимального конца и обструкции не возникало.

Исследования отечественных авторов также сообщают о положительных результатах применения данной технологии.

Проведено сравнительное исследование морфофункциональных изменений мочеточника у кроликов после установки стента из полиуретана (контрольная группа) и полимерных стентов из комбинации поли-3-гидроксибутирата с поли-4-гидроксибутиратом П(3ГБ/4ГБ) и смеси поли-3-гидроксибутирата с поликапролактоном П(3ГБ)/ПКЛ (экспериментальные группы). Несмотря на разные показатели физико-механических свойств биодеградируемых стентов на основе ПГА доказано, что после имплантации тканевая реакция на оба типа стента сопоставима: стенка мочеточника сохраняет продольную складчатость, гипертрофия мышечной оболочки отсутствует, слизистая оболочка имеет гладкие контуры с равномерной толщиной переходного эпителия, тогда как в контрольной группе имеет место продуктивное воспаление с исходом в склероз [32].

Металлы

Металлы имеют отличную прочность и свойства биодеградации по сравнению с природными или синтетическими полимерами, что делает их привлекательным материалом для изготовления БМС [33]. Сплав на основе магния (Mg) считается подходящим, поскольку Mg естественным образом присутствует в организме человека, обладает хорошей биосовместимостью и продукты его разложения безвредны. Скорость разложения сплава Mg выше, чем у полимеров. J. Lock и соавт. [34, 35] подтвердили возможность применения магниевого сплава в исследованиях БМС, показав, что сплав Mg обладает хорошими механическими характеристиками. Биоразлагаемый магниевый сплав является отличным материалом для изготовления БМС, но контроль коррозии магниевого сплава все еще остается нерешенной проблемой в исследованиях. Модификация поверхности может быть одним из решений, которое обеспечит полезный подход для управления процессом коррозии.

В отличие от неконтролируемого разложения магниевого сплава, разложение сплава железа (Fe) и цинка (Zn) является более контролируемым [36, 37], что дает им ряд преимуществ. Однако сплавы Fe и Zn не были зарегистрированы в исследовании БМС.

Авторы исследований также оценивали способность биодеградируемых материалов противостоять бактериальной адгезии и инкрустации. К сожалению, не зарегистрировано разницы по сравнению с обычными стентами в подверженности к бактериальной адгезии.

ФИЗИЧЕСКИЕ СПОСОБЫ ВОЗДЕЙСТВИЯ ДЛЯ ПРОФИЛАКТИКИ РАЗВИТИЯ ОСЛОЖНЕНИЙ

Помимо разработки новых материалов, покрытий и БМС, перспективным и малоизученным направлением является использование физических методов воздействия, препятствующих формированию биопленки и развитию инкрустации.

M. Gabi и соавт. в своем исследовании осуществили попытку применения энергии электрических микротоков, подаваемых на платиновые электроды, наносимые на поверхность стентов. Исследовали возможность препятствия энергии электрических микротоков образованию кондиционирующей пленки на поверхности стента и бактериальной адгезии, путем применения различных по плотности платиновых электродов в качестве покрытия катетера. В этой модели использовали среду с искусственной мочой, колонизированной бактериальным штаммом P. mirabilis. Формирование биопленок анализировали с помощью атомносиловой микроскопии. Также оценивали способность бактерий к адгезии, росту и выживанию на электродах с различной плотностью тока. Применяя переменные плотности микротоков на платиновых электродах, возможно создание поверхности, которая активно удаляет кондиционирующую пленку и значительно снижает адгезию бактерии. Результаты этого исследования могут быть адаптированы к конструкции катетера для клинического использования. Однако данная технология подразумевает контактный механизм воздействия на стент, тем самым делая процесс дренирования травматичным, повышая риск повторного инфицирования [38].

В исследовании Z. Hazan и соавт. продемонстрировано, что поверхностные акустические волны с низкой энергией (частота от 100 до 300 кГц) эффективно предотвращают образование микробных биопленок на медицинских устройствах. Применяя упругие акустические волны в нанометровом диапазоне, достигнуто предотвращение роста биопленок из 4-х культур бактерий и грибов вида Candida. Акустические волны на поверхности дренажей отталкивают бактерий и препятствуют адгезии планктонных микроорганизмов к твердым поверхностям, что является начальной фазой развития микробной биопленки. Авторы продемонстрировали эффективность применения данной технологии на модели дренирования мочевого пузыря кролика катетером Фолея, контактно воздействуя на него акустическими волнами, тем самым поддерживая стерильность мочи в течение 9 суток, по сравнению с 2-мя – у контрольных животных. Сканирующая электронная микроскопия продемонстрировала меньшее количество образованных биопленок на поверхности этих катетеров [39].

В похожем эксперименте M. Kopel и соавт. исследовано устройство, содержащее пьезоэлемент, способный контактно передавать низкочастотные поверхностные акустические волны (ПАВ) на уретральный катетер с частотой 100 кГц.

ПАВ при одновременном искользовании антибактериального препарата смогли уменьшить количество бактерии, содержащихся в биопленках на 48,5% в трех клинически значимых видах бактерий: E. coli, S.epidermidis и P. aeruginosa. Более того, анализ транскриптомов показал, что ПАВ может изменить схему транскрипции P. Aeruginosa. Это указывает на то, что сигнал может специфически определяться бактерией [40].

Высокий потенциал, заложенный в использовании ультразвуковой акустической энергии для предотвращения, подавления и разрушения биопленок, обусловил обширную исследовательскую работу, направленную на ее использование в клинической практике. Поскольку различные лаборатории использовали разные системы, появились противоречивые результаты. В отличие от биоцидных эффектов комбинаций антибиотиков и ультразвука, W. Pitt и соавт. обнаружили, что ультразвук низкой интенсивности (2 Вт/см2), вводимый с низкой частотой 70 кГц в качестве единственного лечения, усиливает рост биопленки S. epidermidis, E. coli и P. aeruginosa. Предполагалось, что это связано с улучшенным транспортом кислорода и питательных веществ к клеткам [41].

Противоречивые результаты, полученные при изменении параметров акустической энергии, наглядно продемонстрировали, что для оптимальной активности требуются разные типы акустической энергии, различающиеся по частоте и интенсивности. Таким образом, применяемые уровни ультразвуковой энергии могут играть решающую роль в результатах обработки существующих биопленок или в предотвращении их формирования de novo.

Например, было обнаружено, что высокие уровни плотности ультразвуковой энергии эффективны при очистке поверхностей отсуществующих биопленок. Поверхности, покрытые 109 КОЕ/мл бактерий, могут быть очищены с помощью аксиально распространяемого ультразвука (APU) [42].

APU, подаваемый в виде 30-секундных импульсов с интенсивностью 35-45 Вт или 6-9 Вт, с использованием зондов для частот 350 кГц, 150 кГц и 20 кГц, эффективно удалял биопленки P. mirabilis из заполненных водой стеклянных трубок. Однако и здесь эффективность была обратно пропорциональна используемой частоте. Частота 20 кГц оказалась наиболее эффективной, удалив 87,5% биопленки с поверхности трубок, в то время как APU, применяемая на частотах 150 кГц и 350 кГц, удалила только 66,8% и 31,3% биопленок соответственно [43].

В настоящее время только для контактного способа применения акустических волн имеется проработанная в экспериментальных условиях доказательная база. Известны способы дистанционного высокочастотного акустического воздействия для очистки материалов [44]. Основной проблемой воздействия высокой частотой на глубокозалегающие объекты является снижение эффективности ее воздействия пропорционально глубине проникновения, а повышение мощности выходного сигнала сопряжено с появлением термического эффекта в пятне контакта с поверхностью [45].

Существует способ применения ультразвука для неинвазивной санации мочеточниковых стентов с поверхности тела над его проекцией. Согласно описанию, акустическое воздействие осуществлялось неинвазивно. Получены предварительные положительные клинические результаты. К сожалению, более подробное описание и объяснение эффекта отсутствует, а сама работа выполнена с попыткой адаптации авторами прибора, разработанного с другой целью и для иной области применения [46]. Данная работа не получила дальнейшего развития. Исходя из физики процесса можно предположить, что выбрана слишком высокая частота воздействия (42 кГц), не способная оказать достаточного эффекта на требуемой глубине. Результаты применения данной технологии отражены лишь в единичных публикациях тезисов в материалах региональных конференции [47].

Особенностями применения ультразвука в данном медико-технологическом процессе являются:

• неинвазивность процесса, что ставит задачу обеспечения эффективности воздействия с поверхности тела пациента в глубину гетерогенной среды, без потери мощности и количества сообщаемой энергии;
• необходимость снижения теплового эффекта на уровне кожного покрова, поскольку предыдущее условие требует, с одной стороны, значительного повышения амплитуды ультразвуковых колебаний на рабочей поверхности инструмента, а, с другой стороны – повышения ее рабочей площади.

Первая особенность требует учета эффекта затухания акустических колебаний при их распространении по биотканям и здесь необходимо учитывать как коэффициенты затухания разных типов тканей, так и специфику распространения акустических волн и в первую очередь квадратичную зависимость затухания от частоты. Поэтому представляется рациональным выбор наиболее низкой несущей частоты из разрешенных к применению.

Нами предложен способ неинвазивной санации мочеточниковых стентов (патент на изобретение № 2693002 от 28.06.2019). Применение данного способа заключается в том, что ультразвуковое воздействие осуществляют амплитудно – импульсным модулированным сигналом. В качестве несущей частоты используют низкочастотную часть ультразвукового спектра (16-30 кГц), а в качестве модулирующей ― применяют частоты, кратные сетевому питающему напряжению и сформированные на его основе. Для повышения эффективности процесса, частота ультразвукового воздействия выбирается в нижней части ультразвукового диапазона до 26,5 кГц [48]. Для обеспечения компромисса между противоречивыми требованиями вышеперечисленных условий, для питания ультразвукового излучателя использован амплитудно-модулированный сигнал, приближенный к импульсному режиму работы. Для упрощения вопроса реализации предлагаемого способа была принята частота модуляции кратная частоте сетевого питающего напряжения в 50 Гц. Такой режим работы обеспечивает возможность, с одной стороны, повысить пиковую амплитуду ультразвуковых колебаний почти в полтора раза, а с другой – обеспечить снижение теплового поверхностного эффекта на кожный покров при работе излучателя.

Особенность такого типа сигнала в том, что за счет комплексного эффекта двухчастотного воздействия, с одной стороны, обеспечивается глубокое проникновение даже в неоднородную гетерогенную среду с незначительными отражениями и затуханием на границах сред, а с другой стороны, высокочастотная составляющая препятствует или, по крайней мере, существенно затрудняет, образование биопленок на поверхностях стента, что значительно повышает их резистентность к инкрустации солей.

С использованием разработанного излучателя проведено пилотное экспериментальное исследование для оценки эффективности экстракорпорального акустического воздействия с целью профилактики солевой инкрустация стентов.

Эксперимент проведен на 3-х беспородных собаках, без признаков инфекции мочевыводящих путей. Перед началом эксперимента с помощью анализатора шума определены точки приложения излучателя, в которых достигается наилучшая интенсивность звука и мощность акустического поля при экстракорпоральном воздействии. Производили билатеральное стентирование мочеточников полиуретановыми стентами 5 Сh. На 7-е сутки послеоперацинного периода начинали воздействие прибором на поверхности тела собаки над проекцией мочеточникового стента, второй стент оставался интактным. По истечении 28 суток эксперимента стенты извлекали, производили резекцию обоих мочеточников для гистологического исследования. Стенты исследовали методами растровой электронной микроскопии и сканирующей зондовой микроскопии.

Течение послеоперационного периода гладкое. Лихорадка сходила на 2-3 сутки. Макрогематурия купировалась в течение 4 суток. Лейкоцитурия и микрогематурия присутствовали перманентно. Атак пиелонефрита не наблюдали. Культуры бактерий в посевах мочи высеяно не было.

После извлечения средний вес озвученного стента составлял 0,5213 г, интактного – 0,6572 г (р=0,00971). При растровой электронной микроскопии на поверхности нового стента имеются стройные ряды технологических дефектов небольшого размера. На поверхности озвученного стента отмечаются наложения рыхлого нежного налета с тенденцией к той же исчерченности. Поверхность интактного стента покрыта грубой монолитной структурой с выраженными неровностями рельефа. При сканирующей зондовой микроскопии на поверхности нового стента высота ранее упомянутых технологических неровностей составляла 0,15±0,02 мкм. На озвученном стенте высота наложений увеличилась до 1,7 ± 0,52 мкм. На интактном стенте высота наложения солей была выше и достигала 6,9 ± 1,84 мкм.

По результатам гистологического исследования острых воспалительных повреждений с десквамацией эпителия не наблюдалось. В стенке озвученных мочеточников отмечалась гипертрофия циркулярных и продольных мышечных волокон.

Начальный опыт применения экстракорпорального акустического воздействия для профилактики инкрустации мочеточникового стента наглядно демонстрирует перспективность дальнейших исследований в данном направлении.

ВЫВОДЫ

Несмотря на большой прогресс в разработке новых материалов и покрытий, проблема инкрустации и формирования биопленок на поверхности катетеров и внутренних дренажей далека от окончательного решения. Однако исследования, направленные на поиск веществ, обладающих максимальными биоинертными свойствами, являются перспективным направлением для понимания и решения проблемы осложнений стентирования мочевыводящих путей.

ЛИТЕРАТУРА

1. Serruys P. W., Onuma Y., Ormiston J. A., et al. Evaluation of the second generation of a bioresorbable everolimus drug-eluting vascular scaffold for treatment of de novo coronary artery stenosis: six-month clinical and imaging outcomes. Circulation 2010;122(22):2301-2312. https://doi.org/10.1161/circulationaha.110.970772.
2. Saito Y, Tanaka T, Andoh A, et al. Usefulness of biodegradable stents constructed of polyl-lactic acid monofilaments in patients with benign esophageal stenosis. World journal of gastroenterology 2007;13(29):3977-3980. https://doi.org/10.3748/wjg.v13.i29.3977.
3. Gimenez M. E., Palermo M., Houghton E., et al. Biodegradable biliary stents: a new approach for the management of hepaticojijunostomy strictures following bile duct injury. Arquivos brasileiros de cirurgia digestiva 2016;29(2):112-116. https://doi.org/10.1590/0102-6720201600020012
4. Vondrys D., Elliott M. J., McLaren C. A., Noctor, C., et al. First experience with biodegradable airway stents in children. The Annals of Thoracic Surgery 2011; 92(5):1870–1874. https://doi.org/10.1016/j.athoracsur.2011.07.042.
5. Chew B. H., Lange D. Advances in ureteral stent development. Current Opinion in Urology 2016; 26(3):277–282. https://doi.org/10.1097/mou.0000000000000275.
6. Janssen C., Lange D., Chew B. H. Ureteral stents – future developments. British Journal of Medical and Surgical Urology 2012; 5:11–17. https://doi.org/10.1016/s1875-9742(12)60004-4.
7. Wang L., Yang G., Xie H., et al. Prospects for the research and application of biodegradable ureteral stents: From bench to bedside. Journal of Biomaterials Science, Polymer Edition 2018; 29:1657-1666. https://doi.org/10.1080/09205063.2018.1498184.
8. Barros A. A., Oliveira C., Ribeiro A. J., et al.In vivo assessment of a novel biodegradable ureteral stent. World Journal of Urology 2017; 36(2):277–283. https://doi.org/10.1007/s00345-017-2124-3.
9. Schlick R. W., Planz K. Potentially useful materials for biodegradable ureteric stents. BJU International 1997;80(6):908–910. https://doi.org/10.1046/ j.1464-410x.1997.00484.x.
10. Lv X., Li Z., Chen S., et al. Structural and functional evaluation of oxygenating keratin/silk fibroin scaffold and initial assessment of their potential for urethral tissue engineering. Biomaterials 2016;84:99–110. https://doi.org/10.1016/ j.biomaterials.2016.01.032.
11. Huang J. W., Lv X. G., Li Z., et al. Urethral reconstruction with a 3D porous bacterial cellulose scaffold seeded with lingual keratinocytes in a rabbit model. Biomedical Materials 2015; 10(5):055005. https://doi.org/10.1088/1748-6041/10/5/055005.
12. Dai X., Ma C., Lan Q., et al. 3D bioprinted glioma stem cells for brain tumor model and applications of drug susceptibility. Biofabrication 2016; 8(4):045005. https://doi.org/10.1088/1758-5090/8/4/045005.
13. Pulieri E., Chiono V., Ciardelli G., et al. Chitosan/gelatin blends for biomedical applications. Journal of Biomedical Materials Research Part A 2008; 86A(2):311-322. https://doi.org/10.1002/jbm.a.31492.
14. Włodarczyk-Biegun M. K., del Campo A. 3D bioprinting of structural proteins. Biomaterials 2017;134:180–201. https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2017.04.019.
15. Auge B. K., Ferraro R. F., Madenjian A. R., et al.Evaluation of a dissolvable ureteral drainage stent in A swine model. The Journal of Urology 2002; 168(2):808–812. https://doi.org/10.1016/s0022-5347(05)64748-9.
16. Barros A. A., Rita A., Duarte C., et al. Bioresorbable ureteral stents from natural origin polymers. Journal of Biomedical Materials Research Part B: Applied Biomaterials. 2014; 103(3):608–617. https://doi.org/10.1002/jbm.b.33237.
17. Barros A. A., Oliveira C., Ribeiro A. J., et al. In vivo assessment of a novel biodegradable ureteral stent. World Journal of Urology 2017; 36(2):277–283. https://doi.org/10.1007/s00345-017-2124-3.
18. Barros A. A., Oliveira C., Reis R. L., et al. Ketoprofen-eluting biodegradable ureteral stents by CO2 impregnation: In vitro study. International Journal of Pharmaceutics 2015; 495(2):651–659. https://doi.org/10.1016/j.ijpharm.2015.08.040.
19. Freudenberg S., Rewerk S., Kaess M., et al. Biodegradation of absorbable sutures in body fluids and ph buffers. European Surgical Research 2004; 36(6):376–385. https://doi.org/10.1159/000081648.
20. Gunatillake P., Mayadunne R., Adhikari R. Recent developments in biodegradable synthetic polymers. Biotechnology Annual Review 2006; P. 301–347. https://doi.org/10.1016/ s1387-2656(06)12009-8.
21. Wang X., Zhang L., Chen Q., et al. A nanostructured degradable ureteral stent fabricated by electrospinning for upper urinary tract reconstruction. Journal of Nanoscience and Nanotechnology 2015;15(12):9899–9904. https://doi.org/10.1166/ jnn.2015.10747.
22. Zhu Y., Yang K., Cheng R., et al. The current status of biodegradable stent to treat benign luminal disease. Materials Today 2017; 20(9):516–529. https://doi.org/10.1016/ j.mattod.2017.05.002.
23. Zong X., Ran S., Kim K. S., et al. Structure and morphology changes during in vitro degradation of electrospun poly (glycolide-co-lactide) nanofiber membrane. Biomacromolecules 2003; 4(2):416–423. https://doi.org/10.1021/bm025717o.
24. Li G., Wang Z. X., Fu W. J., el al. Introduction to biodegradable polylactic acid ureteral stent application for treatment of ureteral war injury. BJU International 2011; 108: 901–906. https://doi.org/10.1111/j.1464-410x.2010.09992.x.
25. Lumiaho J., Heino A., Pietiläinen T., et al. The morphological, in situ effects of a self-reinforced bioabsorbable polylactide (SR-PLA 96) ureteric stent; an experimental study. The Journal of Urology 2000;164(4):1360–1363. https://doi.org/10.1016/ s0022-5347(05)67199-6.
26. Yang G., Xie H., Huang Y., et al. Immersed multilayer biodegradable ureteral stent with reformed biodegradation: An in vitro experiment. Journal of Biomaterials Applications 2017; 31(8):1235–1244. https://doi.org/10.1177/0885328217692279.
27. Zou T., Wang L., Li W., et al. A resorbablebi component braided ureteral stent with improved mechanical performance. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials 2014; 38:17–25. https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2014.06.004.
28. Wang X., Shan H., Wang J., et al. Characterization of nanostructured ureteral stent with gradient degradation in a porcine model. International Journal of Nanomedicine 2015; 10:3055-3064. https://doi.org/10.2147/ijn.s80810.
29. Hadaschik B. A., Paterson R. F., Fazli L., et al. Investigation of a novel degradable ureteral stent in a porcine model. The Journal of Urology 2008; 180(3):1161–1166. https://doi.org/10.1016/j.juro.2008.05.00.
30. Chew B. H., Lange D., Paterson R. F., et al. Next generation biodegradable ureteral stent in a Yucatan pig model. The Journal of Urology 2010; 183(2):765–771. https://doi.org/10.1016/j.juro.2009.09.073.
31. Chew B. H., Paterson R. F., Clinkscales K. W., et al. In vivo evaluation of the third generation biodegradable stent: a novel approach to avoiding the forgotten stent syndrome. The Journal of Urology 2013; 189(2):719–725. https://doi.org/10.1016/ j.juro.2012.08.202.
32. Мылтыгашев М. П.,Бояндин А. Н., Шумилова А. А. и др. Исследование эффективности применения биодеградируемых стентов на основе полигидроксиалканоатов при пластике пиелоуретерального сегмента. Урология 2017;1:16-22. [Myiltyigashev M. P., Boyandin A. N., Shumilova A. A. i dr. Issledovanie effektivnosti primeneniya biodegradiruemyih stentov na osnove poligidroksialkanoatov pri plastike pieloureteralnogo segmenta. Urologiya = Urology 2017; 1:16-22. https://doi.org/10.18565/urol.2017.1.16-22. (In Russian)].
33. Mao L., Shen L., Chen J., et al. A promising biodegradable magnesium alloy suitable for clinical vascular stent application. Scientific Reports 2017; 7(1):46343. https://doi.org/10.1038/srep46343.
34. Lock J. Y., Draganov M., Whall A., et al. Antimicrobial properties of biodegradable magnesium for next generation ureteral stent applications. 2012 Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society 2012; 1378-1381. https://doi.org/10.1109/embc.2012.6346195.
35. Lock J. Y., Wyatt E., Upadhyayula S., et at. Degradation and antibacterial properties of magnesium alloys in artificial urine for potential resorbable ureteral stent applications. Journal of Biomedical Materials Research Part A. 2013; 102(3): 781–792. https://doi.org/10.1002/jbm.a.34741.
36. Mostaed E., Sikora-Jasinska M., Mostaed A., et al. Novel Zn-based alloys for biodegradable stent applications: Design, development and in vitro degradation. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials 2016; 60:581–602. https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2016.03.018.
37. Francis A., Yang Y., Virtanen S., et al. Iron and iron-based alloys for temporary cardiovascular applications. Journal of Materials Science: Materials in Medicine 2015; 26(3):138. https://doi.org/10.1007/s10856-015-5473-8.
38. Gabi M., Hefermehl L., Lukic D., et al. Electrical micro current to prevent conditioning film and bacterial adhesion to urological stents. Urological Research 2010; 39(2):81–88. https://doi.org/10.1007/s00240-010-0284-3.
39. Hazan Z., Zumeris J., Jacob H., et al. Effective prevention of microbial biofilm formation on medical devices by low-energy surface acoustic waves. Antimicrobial Agents and Chemotherapy 2006; 50(12):4144-4152. https://doi.org/10.1128/aac.00418-06.
40. Kopel M., Degtyar E., Banin E. Surface acoustic waves increase the susceptibility of Pseudomonas aeruginosa biofilms to antibiotic treatment. Biofouling 2011; 27(7):701–711. https://doi.org/10.1080/08927014.2011.597051.
41. Pitt W. G., RossS. A. Ultrasound increases the rate of bacterial cell growth. Biotechnology Progress 2003;19(3):1038–1044. https://doi.org/10.1021/bp0340685.
42. Carmen J. C., Roeder B. L., Nelson J. L., et al. Ultrasonically enhanced vancomycin activity against staphylococcus epidermidis biofilms in vivo. Journal of Biomaterials Applications 2004; 18(4):237–245. https://doi.org/10.1177/0885328204040540.
43. Oulahal‐Lagsir N., Martial‐Gros A., Bonneau M., et al. "Escherichia coli‐milk" biofilm removal from stainless steel surfaces: Synergism between ultrasonic waves and enzymes. Biofouling 2003; 19(3):159–168. https://doi.org/10.1080/08927014.2003.10382978.
44. Келлер О. К., Кратыш Г. С., Лубяницкий Г. Д. Ультразвуковая очистка. Л.:Машиностроение 1977;184 с. [Keller O. K., Kratyish G. S., Lubyanitskiy G. D. Ultrazvukovaya ochistka. L.:Mashinostroenie 1977;184 s. (In Russian)].
45. Агранат Б. А., Дубровин М. Н., Хавский Н. Н., Эским Г. И. Основы физики и техники ультразвука. М.: Высшаяшкола.1987; 352 с. [Agranat B. A., Dubrovin M. N., Havskiy N. N., Eskim G. I. Osnovyi fiziki i tehniki ultrazvuka. M.: Vyisshayashkola.1987; 352 s. (In Russian)].
46. Новиков А. А., Резник Л. Б., Негров Д. А., и др. Способ активации репаративного остеогенеза. Номер патента: 2601858, Россия 2016. Номер заявки: 2015124669/14. Дата регистрации: 23.06.2015. Дата публикации: 10.11.2016. [Novikov A. A., Reznik L. B., Negrov D. A., i dr. Sposob aktivatsii reparativnogo osteogeneza. Nomer patenta: 2601858, Rossiya 2016. Nomer zayavki: 2015124669/14. Data registratsii: 23.06.2015. Data publikatsii: 10.11.2016. (In Russian)].
47. Шустер П. И., Новиков А.А., Шустер Я. Б., и др. Изменения ультраструктуры биопленок и гидродинамических показателей при неинвазивной ультразвуковой санации мочеточниковых стентов. Материалы XVI Конгресса Российского Общества Урологов «Урология в XXI веке» 2016; 393 с. [Shuster P. I., Novikov A.A., Shuster Ya. B., i dr. Izmeneniya ultrastrukturyi bioplenok i gidrodinamicheskih pokazateley pri neinvazivnoy ultrazvukovoy sanatsii mochetochnikovyih stentov. Materialyi XVI Kongressa Rossiyskogo Obschestva Urologov «Urologiya v XXI veke» 2016; 393 s. (In Russian)].
48. Новиков А. А., Цуканов А.Ю., Путинцева А. Р., Ахметов Д. С. Устройство неинвазивной санации мочеточниковых стентов. Номер патента: 2693002, Россия, 2018. Номерзаявки: 2018119633. Датарегистрации: 28.05.2019. Дата публикации: 28.06.2019. [Novikov A. A., Tsukanov A.Yu., Putintseva A. R., Ahmetov D. S. Ustroystvo neinvazivnoy sanatsii mochetochnikovyih stentov. Nomer patenta: 2693002, Rossiya, 2018. Nomer zayavki: 2018119633. Data registratsii: 28.05.2019. Data publikatsii: 28.06.2019. (In Russian)].