药物洗脱支架植入后血管局部药代动力学影响因素

药物洗脱支架植入后血管局部药代动力学影响因素 摘要：以支架为载体的药物传输系统是一个革命性的发展，它降低了球囊血管成形术的负面作用，提高了免疫反应，阻止了支架内再狭窄状态下平滑肌细胞的增生。它的成功在于，可以向目标区域有效传输有生物活性的治疗药物，可以达到起到治疗作用的浓度，并且可以维持足够的时间。然而，以药物洗脱支架作为药物传输载体，引起了组织中较大的药物动力学浓度梯度，而且难以鉴别、描述和控制。本文探究了影响以药物洗脱性支架为载体的药物在动脉壁上传输的局部药代动力学的因素，比如生理学上的传输作用力、药物的物理化学特性、局部的生物学组织特性和支架设计等。合理的设计和优化药物洗脱支架以利于局部的药物传输，需要仔细的考虑所有这些因素。 1. 介绍 基于导管的微创介入治疗，比如冠脉支架植入术，已经改变了冠脉外科学的领域。虽然这些技术取得了很大程度上的成功，然而却引起了不可避免的动脉壁损伤和再狭窄，这就需要辅助的药物治疗。局部的血管药物传输系统在向目标动脉组织提供相对较高的药物浓度的同时，也降低了全身用药的副作用。药物既可以从血管壁内部[1－4]，也可以从动脉外周向隔离的动脉部分传输[5－8]。因此，血管内药物洗脱性支架的临床应用，是冠脉疾病治疗的革命性进展[9-12]。然而，以药物洗脱支架作为药物传输载体，引起了组织中较大的药物动力学浓度梯度，而且难以鉴别、描述和控制。由于药物水平不是均一的，剂量就成了另外一个复杂的难题。 动脉壁是由3层构成，见fig.2. 最里面的一层称为内膜，由一层内皮细胞和内皮下层连接组织构成。中间一层称为中膜，主要由平滑肌细胞构成，同中心排列在内膜外层。最外面的一层称为外膜，主要由纤维连接组织径向排列构成。内弹力板和外弹力板，由弹性纤维连接而成，分别位于内膜和中膜的最外一层。药物透过和在血管壁内的定向传输包括透壁传输（放射状）和平面传输（沿圆周的），fig.3。 DES介导的药物在血管壁上的传输，其局部的药代动力学（比如组织浓度、分布、清除）主要都是依赖于传输作用力，比如扩散和对流；药物复合物的物理化学特性，比如分子量、电荷和疏水性。此外，局部的组织特性（比如动脉的生理状态和结构），药物与蛋白质的结合对于局部的药代动力学会引起间接的，但也是关键的调节作用，无论在瞬间还是稳定的状态。最后，支架设计和植入的复杂性也会影响局部的药物沉积和分布。 由于涉及到如此多的因素，预测和实验评估支架输送的药物局部代谢动力学显得比全身用药更加困难。当动物实验已经日益展示了以上的因素，但是却不能很好的描述，随着我们在挑战性越来越强的临床环境中对DES经验的积累，数学和计算机模型已经变得必不可少。Edelman, Lovich, Hwang和同事们分别通过体外、半体内的灌注实验和计算机模型，在DES介导的局部药代动力学研究方面已经走在了前面。 2．经扩散和对流的药物传输 药物在动脉壁上的迁移和分布主要依赖于扩散和对流介导的传输，后者取决于透壁的静水压力梯度和动脉壁的导水率。Fig.2显示了我们认为的药物在动脉壁中传输可能的途径，包括药物从聚合物涂层中释放出来（途径1），主要是由Edelman和同事们的研究成果汇编而来的。聚合物涂层和血管壁组织各层的不同特性显示，药物的传输涉及到一系列的分区事件（途径2、6、7），同时也有被动扩散（3、8）和对流传输（4）。 通过体外的灌注实验，Lovich等人研究了扩散和对流对肝素在小牛颈动脉中传输的作用[14，15]。和只有扩散传输相比，当增加生理上的透壁静水压力，扩散和对流传输并存的时候，肝素的沉积有所增加；对于损伤的动脉，肝素的沉积大大增加了。说明对流作用影响药物的传输，内皮对传输有抑制作用。Lovich等人将肝素沉积的增加归因于和浓度梯度并存的对流循环，增加了药物的分布[15]。 在血管传输现象中，一个重要的无因次的参数是Peclet number, Pe = vL/D,对于厚度L，流速v，扩散系数D的动脉，Pe示的是对流传输力与扩散传输力的比。生理上的Pe数值一般在0.1-10之间[16]。较大的Pe(比如，Pe>1)意味着药物主要受对流作用，反之，较小的Pe(比如，Pe<1)则意味着扩散起主要作用。 通过计算机模拟，Hwang 等人[16，17]分别模拟了一种亲水药物肝素和一种疏水药物紫杉醇在血管壁的传输和分布。通过他们先前得到的肝素[14,15,18,19]和紫杉醇[20]传输的数据，Hwang 等人发现，血管壁中药物的分布首先取决于药物释放的源头（涂层支架的主干），其次取决于对药物的对流和扩散作用力之间的平衡。药物浓度高的区域邻近支架的主干，支架内的区域药物浓度较低。在透壁方向（放射状）和平面方向（沿圆周的），药物浓度的差异是存在的。在低Pe值的情况下，肝素和紫杉醇组织浓度的空间差异是最低的。在Pe值为10左右时，对流传输力大约为扩散传输力的10倍，这两种亲水和疏水的药物在组织中的浓度差异更大，疏水药物的差异最大。 Hose等人用计算机模型探究了BiodivYsio支架上扩散和对流对雷帕霉素局部沉积和分布的影响[21]。他们对三维的物质对流－扩散模型进行了热模拟，通过有限元研究药物分布的动力学，模拟时间和空间上的药物浓度在血管壁上的分布。参数如下：支架涂层厚度10微米，厚度为2毫米、与中膜同质的动脉壁，同方向的扩散率为2.2×10-7 mm2/s（基于紫杉醇在动脉中膜的有效扩散率），对流速度为1.3×10-7mm/s[22]。在一个扩散模型（无对流）中，计算出的28天后的药物分布与14天后的分布模型都显示出了实质上的不同，说明支架的式样对药物在动脉壁的分布有重要影响。药物的最高浓度存在于支架的界面。在计算机模拟中加上对流作用，Pe =1.18，说明对流和扩散都是重要的。进入到动脉－支架界面的药物，在向血管壁内移动的同时，也在进行扩散。在较高的对流速度下，3.7×10-5mm/s (Pe =336)，药物从支架上的聚合物中洗脱出来，12小时内从动脉壁消除掉。 Mongrain 等人[23，24]也使用有限元模型了扩散和对流在药物洗脱支架局部传输中的作用。他们假定通过动脉壁的扩散系数为Dw=10-10 mm2/s，通过聚合物涂层的扩散系数为Dp=10-9 mm2/s，在血液中的是Db＝10-5 mm2/s，他们变化血液的流速从10-2到280 mm/s，对流对于药物在动脉壁上的局部浓度和分布模式作用不大。而且，他们还通过设置药物在动脉壁和聚合物中扩散系数的组合，模拟了扩散在动脉壁药物浓度分布中所起的作用，如Table 1所示。这两个扩散系数较低可以导致药物在动脉壁上更多的聚集，是所有疏水药物的典型特征。 Sakharov[25]使用数学模型来描述支架涂层的扩散阻力对局部药代动力学的影响。他们模拟了一个涂层厚度为20um的支架，其中有亲水的药物如肝素，浓度为10uM，植入厚度为180um的血管壁。在模拟的无药物结合到组织的条件下，血管壁在多时间位点的药物浓度模型显示，药物在5－15分钟内渗透过血管壁，然后1个小时内被冲走。当药物在聚合物中的扩散阻力设定为原来的一百倍左右的时候，药物释放的时间延长了几个小时。Sakharov等人的结果说明，具有较高阻力的聚合物外层的存在可以提高药物在血管壁的保留时间和平均浓度，因此可以提高组织中药物浓度对时间的曲线面积。然而，在尽可能大的时间间隔和聚合物涂层的扩散阻力下，药物在血管组织中的空间平均浓度低于聚合物涂层中浓度的千分之一。 3．药物的物理化学属性 3．1 分子量和电荷 药物在动脉壁的传输机制在很大程度上取决于药物的分子量大小和电荷状态。这些物理化学属性决定了药物传输和腔内阻力的主要模式。然而，只有有限的关于这些物理化学属性的研究是关于药物从支架上的传输。Elmalak等人[26，27]通过测量阴离子、阳离子和不同分子量的中性葡聚糖在兔颈动脉的传输，研究了分子量和电荷对局部应用的药物在动脉壁传输的影响。他们使用血管周的水凝胶围绕在一段鼠颈动脉，他们发现在10－40kDa的低分子量下，中性的葡聚糖在中膜的扩散率是基本不变的，而分子量在40－282kDa时，显著下降了4倍。同样的分子量，阳性葡聚糖的扩散率和中性的是相似的。然而，阴性葡聚糖的扩散率要低于中性和阳性。他们发现当分子量上升到40kDa后，中性葡聚糖在内皮中的阻力显著增加。在电荷方面，中性和阴性葡聚糖在内皮的阻力是最高的。 3．2药物的亲水和疏水性 已有研究表明，药物的亲水和疏水性会显著的影响局部药物浓度[17,20,28,29]，疏水药物在动脉壁沉积的程度一般来说要显著高于亲水药物。Creel等[20]使用半体内的灌注试验，通过疏水的紫杉醇和亲水的肝素来研究亲水和疏水性对药物局部浓度的影响。在血管内应用之后，紫杉醇平均的组织浓度超过了支架上的药物浓度，说明紫杉醇进行了分配或者与血管壁的疏水位点相结合。在内膜的分配最厉害，其次外膜然后中膜[20]。相比而言，肝素在组织中的浓度要低于支架上的浓度。Fig 2 显示了药物在不同组织中的分配和与蛋白结合的过程。Hwang 提到[17]，药物在不同的组织分配不同，疏水药物可能更易于和疏水的弹力板结合。在模型研究中，学者们提到越是接近血管内腔的区域，药物越少或者没有，他们解释说，亲水的药物或许更易与流动的血液结合，降低了局部的浓度[17].疏水药物无论在腔内、血管周或者外膜，受血流冲刷影响比较小[17]。 4．生物学属性 4．1内皮：完整无缺 对 裸露的 内皮层有两种独立的方式潜在的影响任何药物的分布。第一，内皮可以作为透壁水压波动的一个重要屏障，他的破坏将增加对流作用力[15]。第二，内皮层是重要的扩散屏障，可以直接限制溶质进入血管壁或者降低药物从血管壁的流失[15]。Lovich等人[15]于体外将小牛颈动脉取出后去除内皮，然后施加一个透壁的压力梯度，肝素的沉积增加了。然而，如果没有压力梯度的存在，肝素的沉积却没有增加。这说明，内皮通过控制水压调节着药物的沉积，而不是一个直接的解剖学上的肝素扩散的屏障。 支架植入后内膜未损伤的地方，对于一些药物来说，endoluminal扩散阻力可以显著的降低内膜区域药物浓度的差异[14,18,27]。但是，这个作用对于那些主要由对流控制的药物来说不太显著[16]。 4.2动脉的结构和几何排列 动脉的超微结构和几何排列很大程度上支配着药物的传输。Hwang 和Edelman[30]测量了异硫氰酸荧光素标记的葡聚糖和白蛋白在牛动脉内不同的垂直平面上的扩散率、渗透和分布。他们发现，药物分子在动脉壁组织的传输是方向依赖的，在不同的平面传输速度不同。对于一系列的分子量在4－250kDa的化合物来说，药物在动脉壁平行于弹力板的方向上的扩散率要超过透壁方向上至少10倍。药物沉积依赖于动脉组织超微结构，和平滑肌细胞相比，FITC标记的葡聚糖更多的分布在动脉组织，比如连接的组织弹性蛋白[30]。 4．3 蛋白结合和传输 当考虑到药物和血浆以及动脉蛋白之间的交互作用和结合的时候，支架介导的药物传输更加复杂了。在一个研究中[22]，蛋白质为媒介的紫杉醇传输可以通过测定药物在水溶液中的溶解度，free溶液中的扩散率和动脉组织中的扩散率来描述，无论载体蛋白存在或者不存在的时候。α1-糖蛋白、白蛋白和牛血清存在的情况下，紫杉醇在水溶液中的溶解度会提高，同时有效扩散率也降低了。当紫杉醇应用于半体外的灌注流动系统中的插入了导管的牛动脉时，药物沉积高于血管内10－90倍，内膜的药物含量较高。较高的组织浓度来自于紫杉醇向疏水结构中的分配，比如脂质和细胞膜，以及结合于血管壁上固定的蛋白[22]。和肝素相比，虽然紫杉醇分子量和大小较小，紫杉醇的结合和分配属性导致了较低的组织扩散率。由于肝素的亲水性，不能像紫杉醇一样分配到动脉壁中去。 Levin等人[31]通过测定药物在猪动脉中的组织载量、洗脱动力学、药物扩散、组织结合能力和分布，分析了与细胞内蛋白特异结合对药物局部动脉传输的影响。疏水性的药物，紫杉醇和雷帕霉素，比葡聚糖和其他扩散率各向异性的药物有较高的含量，平面上的扩散率要高于透壁方向。然而，尽管葡聚糖的分子量要大于紫杉醇和雷帕霉素，葡聚糖的扩散率无论在平面方向，还是透壁方向，要高于任何一种疏水化合物的上百倍。这可能是由于这些化合物的疏水性或者说，和蛋白质结合的属性。葡聚糖显示出较低的组织结合能力。另外一方面，紫杉醇和雷帕霉素的组织结合能力分别为大约38和30，说明非特异和特异的结合交互作用会在组织中将这些药物隔离开[31]。最重要的是，这两种药物的透壁分布模型也有显著的不同，可能反映了不同的结合模型。雷帕霉素，特异结合于FKBP12结合蛋白，均匀的分布于动脉，然而，紫杉醇特异结合于微管，主要存在于内膜下的空间，主要分配在外膜[31]。 4．4 动脉的病理状态：血栓和动脉硬化 血栓症是动脉急性闭塞的一个特征，也是血管内植入物的一个灾难性的失败。Hwang等人[32]通过研究血凝块如何影响药物的传输，分析了血栓对紫杉醇在动脉中分布的影响。 受血凝块组织的影响，纤维蛋白里的扩散率是最快的，纤维蛋白和红细胞的凝块较低，完整的红细胞凝块最低。血液红细胞限制和保持紫杉醇，因此血凝块中的药物含量随红细胞比例的增加而增长。Hwang等人[32]预测，血栓吸收、保留和释放药物的潜力，或者说作为药物传输的屏障，取决于凝块的几何结构和支架在凝块中的位置，相对于动脉壁来说。支架和动脉壁支架的凝块降低了动脉壁对药物的吸收，覆盖在支架上的凝块会防止药物被冲掉。他们在相同扩散率的凝块中模拟了两种药物，动脉对在凝块中更容易保留的药物的吸收被延迟了。 Baldwin等人[33]评估了血胆脂醇过多和动脉硬化对水力的电导率的影响，股动脉的超微结构以显示他们对局部药物传输的关系。血胆脂醇过多的动物动脉中水力的传导力要显著高于正常动物，而且随压力的降低而降低。和血胆脂醇过多相比，动脉硬化并不增加水力的传导力。和较低压力下的动脉粥样硬化的血管相比，电子显微镜观察证明了血胆脂醇过多动脉中内皮的损伤，都改变了的内皮和不够紧固的中间组织。 5．支架设计和植入 成熟的支架设计不均匀的接触血管壁，可以建立一个可变的圆周的药物载体，在沿着血管壁非均匀流动环境下。而且，支架嵌入血管壁的程度会显著改变药物沉积。植入几个月后支架和血管壁脱落的几率大概为4％，因此，大部分支架都会嵌入血管壁（>90%）[34]。为了评估支架设计和置入对药物沉积的重要性，Balakrishnan等人[35]将计算流体动力学和物质传输模型应用于可变的单个支架设计和重叠的支架以预测局部的药物沉积。通过他们对单个支架的模拟，药物不仅沉积在和支架接触的血管壁下，而且沉积在支架内和血液接触的血管壁下。而且，沉积在血管壁上的药物，11％来自于支架的内表面，43％来自于外表面。浸入血液流体中的支架和涂有药物的支架外貌比整个的形状更重要。Balakrishnan等人[35]提出假说认为，浸入血液流体中的支架扰乱了血液的流动，并且在血管壁表面形成了不流动的药物郁积。支架附近的流动模型和药物洗脱表面的定位测定了药物是否被冲刷掉，还是进入不流动的区域逐渐沉积到血管壁。因而，整体的组织含量是由和血管壁支架接触的支架表面和不流动血液区域中流体介导的对流传输力共同决定的。 Mongrain等人[24]利用数值模拟研究了支架主干间隔和支架向血管壁的嵌入对药物在动脉壁含量和分布的影响。当支架主干支架的间隔由0.4mm增加到2mm时，含量分别的不同增加了；当支架主干支架的间隔增加时，动脉壁和涂层中的药量降低了，由于空间的浓度梯度降低了。在不同的嵌入程度下，没有发现明显的不同，和一半嵌入的支架相比，完全嵌入和没有嵌入的情况下，药物分布较不均匀。然而，随着嵌入程度的增加，动脉壁和涂层中的药量增加了。 6．结论 传输作用力，药物物理化学特性，支架的设计和植入对血管药物沉积和分布起着不同程度的作用。而且，药物的生物学属性，比如内皮阻力、动脉超微结构、蛋白结合和动脉病理状态也影响其在动脉组织的水平和清除。药物在动脉壁传输的途径包括一系列的分配事件，浓度梯度下的被动扩散和基于生理学透壁的流体静力学压力梯度的对流传输。药物在血管壁的分布是不同的，支架和动脉壁界面的浓度是最高的。然而，药物分子的亲水/疏水性、扩散率、血液流动、动脉结构和蛋白质结合会显著的影响药物在血管壁的空间分布。合理的设计和优化用于局部传输的药物洗脱性支架需要考虑这一系列的因素。 References [1] E. Grube, The Boston Scientific paclitaxel eluting stent: TAXUS I and II, Local Drug Delivery for Coronary Artery Disease, 2005, pp. 523– 533. [2] A.W. Heldman, Local delivery of paclitaxel as a stent coating, Local Drug Delivery for Coronary Artery Disease, 2005, pp. 355– 362. [3] P.W. Serruys, G. Sianos, A. Abizaid, J. Aoki, P. den Heijer, H. Bonnier, P. Smits, D. McClean, S. Verheye, J. Belardi, J. Condado, M. Pieper, L. Gambone, M. Bressers, J. Symons, E.Sousa, F. Litvack, The effect of variable dose and release kinetics on neointimal hyperplasia using a novel paclitaxeleluting stent platform: the paclitaxel in-stent controlled elution study (PISCES), Journal of the American College of Cardiology 46 (2005) 253–260. [4] C. Janicki, C.W. Hwang, E.R. Edelman, Dose model for stent based delivery of a radioactive compound for the treatment of restenosis in coronary arteries, Medical Physics 30 (2003) 2622– 2628. [5] N.M.M. Pires, B.L. Van der Hoeven, M.R. De Vries, L.M. Havekes, B.J. Van Vlijmen, W.E. Hennink, P.H.A. Quax, J.W. Jukema, Local perivascular delivery of anti-restenotic agents from a drug-eluting poly(-caprolactone) stent cuff, Biomaterials 26 (2005) 5386–5394. [6] J.K. Jackson, J. Smith, K. Letchford, K.A. Babiuk, L. Machan, P. Signore, W.L. Hunter, K. Wang, H.M. Burt, Characterization of perivascular poly(lactic-co-glycolic acid) films containing paclitaxel, International Journal of Pharmaceutics 283 (2004) 97– 109. [7] M.A. Lovich, E.R. Edelman, Tissue concentration of heparin, not administered dose, correlates with the biological response of injured arteries in vivo, in: Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America, vol. 96, 1999, pp. 11111 – 11116. [8] M.A. Lovich, L. Brown, E.R. Edelman, Drug clearance and arterial uptake after local perivascular delivery to the rat carotid artery, Journal of the American College of Cardiology 29 (1997) 1645– 1650. [9] L. Ge, J. Cosgrave, I. Iokovou, G.M. Sangiorgi, A. Colombo, New drug-eluting stent technologies, Current Cardiology Reviews 1 (2005) 189–193. [10] N.N. Kipshidze, M.V. Tsapenko, M.B. Leon, G.W. Stone, J.W. Moses, Update on drug-eluting coronary stents, Expert Review of Cardiovascular Therapy 3 (2005) 953– 968. [11] N. Swanson, A.H. Gershlick, Drug eluting stents in interventional cardiology– current evidence and emerging uses, Current Drug Targets: Cardiovascular and Haematological Disorders 5 (2005) 313– 321. [12] A.H. Gershlick, Drug eluting stents in 2005, Heart (London, United Kingdom) 91 (Supplement 3) (2005) iii24–iii31. [13] E.R. Edelman, M. Lovich, Drug delivery models transported to a new level, Nature Biotechnology 16 (1998) 136–137. [14] M.A. Lovich, E.R. Edelman, Mechanism of transmural heparin transport in the rat abdominal aorta after local vascular delivery, Circulation Research 77 (1995) 1143– 1150. [15] M.A. Lovich, M. Philbrook, S. Sawyer, E. Weselcouch, E.R. Edelman, Arterial heparin deposition: role of diffusion, convection, and extravascular space, American Journal of Physiology 275 (1998) H2236–H2242. [16] C. Hwang, D.Wu, E.R. Edelman, Impact of transport and drug properties on the local pharmacology of drug-eluting stents, International Journal of Cardiovascular Interventions 5 (2003) 7 – 12. [17] C.W. Hwang, D. Wu, E.R. Edelman, Physiological transport forces govern drug distribution for stent-based delivery, Circulation 104 (2001) 600– 605. [18] M.A. Lovich, E.R. Edelman, Computational simulations of local vascular heparin deposition and distribution, American Journal of Physiology 271 (1996) H2014– H2024. [19] M.A. Lovich, Tissue average binding and equilibrium distribution: an example with heparin in arterial tissues, Biophysical Journal 70 (1999) 1553–1559. [20] C.J. Creel, M.A. Lovich, E.R. Edelman, Arterial paclitaxel distribution and deposition, Circulation Research 86 (2000) 879– 884. [21] D.R. Hose, A.J. Narracott, B. Griffiths, S. Mahmood, J. Gunn, D. Sweeney, P. Lawford, V, A thermal analogy for modelling drug elution from cardiovascular stents, Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering 7 (2004) 257– 264. [22] M.A. Lovich, C. Creel, K. Hong, C.W. Hwang, E.R. Edelman, Carrier proteins determine local pharmacokinetics and arterial distribution of paclitaxel, Journal of Pharmaceutical Sciences 90 (2001) 1324–1335. [23] R. Mongrain, I. Faik, N. Bulman-Fleming, J.C. Tardif, S. Plante, O. Bertrand, Numerical simulations of local pharmacokinetics of a drug delivered from an eluting stent, Advanced Materials for Biomedical Applications, Proceedings of the International Symposium on Advanced Materials for Biomedical Applications, Montreal, QC, Canada, Aug. 11–14, 2002, 2002, pp. 213– 223. [24] R. Mongrain, R. Leask, J. Brunette, I. Faik, N. Bulman- Feleming, T. Nguyen, Numerical modeling of coronary drug eluting stents, Studies in Health Technology and Informatics 113 (2005) 443– 458. [25] D.V. Sakharov, L.V. Kalachev, D.C. Rijken, Numerical simulation of local pharmacokinetics of a drug after intravascular delivery with an eluting stent, Journal of Drug Targeting 10 (2002) 507–513. [26] O. Elmalak, E.R. Edelman, Correlation of transarterial drug pharmacokinetics with their physicochemical properties, Proceedings of the International Symposium on Controlled Release of Bioactive Materials 26th, 1999, pp. 42–43. [27] O. Elmalak, M.A. Lovich, E. Edelman, Correlation of transarterial transport of various dextrans with their physicochemical properties, Biomaterials 21 (2000) 2263–2272. [28] T.L. Lambert,V.Dev, E.Rechavia, J.S. Forrester, F. Litvack,N.L. Eigler, Local arterial wall drug delivery from a polymer-coated removable metallic stent, Circulation 90 (1994) 1003–1011. [29] W.K. Wan, M.A. Lovich, C.W. Hwang, E.R. Edelman, Measurement of drug distribution in vascular tissue using quantitative fluorescence microscopy, Journal of Pharmaceutical Sciences 88 (1999) 822–829. [30] C.W. Hwang, E.R. Edelman, Arterial ultrastructure influences transport of locally delivered drugs, Circulation Research 90 (2002) 826– 832. [31] A.D. Levin, N. Vukmirovic, C.W. Hwang, E.R. Edelman, Specific binding to intracellular proteins determines arterial transport properties for rapamycin and paclitaxel, in: Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America, vol. 101, 2004, pp. 9463– 9467. [32] C.W. Hwang, A.D. Levin, M. Jonas, P.H. Li, E.R. Edelman, Thrombosis modulates arterial drug distribution for drugeluting stents, Circulation 111 (2005) 1619–1626. [33] A.L. Baldwin, L.M. Wilson, I. Gradus-Pizlo, R. Wilensky, K. March, Effect of atherosclerosis on transmural convection and arterial ultrastructure, Arteriosclerosis, Thrombosis, and Vascular Biology: Journal of the American Heart Association 17 (1997) 3365– 3375. [34] Personal communication with William L. Hunter. [35] B. Balakrishnan, A.R. Tzafriri, P. Seifert, A. Groothuis, C. Rogers, E.R. Edelman, Strut position, blood flow, and drug deposition: implications for single and overlapping drugeluting stents, Circulation 111 (2005) 2958–2965.