Деформационно-прочностные свойства материалов, применяемых для формирования анастомозов при реконструкции грудного отдела аорты

• Бобыльков В.А.
• Дарвиш Д.М.
• Марченко С.П.
• Авагян К.Л.
• Буненков Н.С.
• Васильева В.В.
• Поляков Л.Г.
• Финк М.А.
• Хубулава Г.Г.

Резюме

Введение. Одной из причин кровотечений из анастомозов при протезировании грудной аорты является прорезывание монофиламентных нитей. Герметичность анастомоза зависит от таких составляющих, как состояние свертывающей системы крови, наличие асептического воспаления сосудистой стенки, а также от хирургической техники и свойств материалов, применяемых для формирования анастомоза (фетр, перикард).

Цель исследования - изучение деформационно-прочностных свойств материалов, применяемых при реконструкции грудного отдела аорты. Изучались такие параметры, как разрывное напряжение, разрывное удлинение, начальный модуль жесткости. Для изучения достижения цели проводились испытания и оценивались изменения, возникающие при действии нагрузки на различные виды анастомозов с нормальной и дилатированной аортой.

Материал и методы. Испытание механических свойств материалов проводилось в режиме одноосного растяжения на универсальной установке Instron 1122. При изучении свойств аорты было сформировано 2 группы. В 1-ю группу включены анастомозы с нормальной аортой (n=38), во 2-ю - с дилатированной аортой (n=30). Сравнение между группами проводилось по следующим параметрам: разрывное напряжение (σ_max), разрывное удлинение (ε_max) и начальный модуль жесткости (Е_нач). Эти же параметры были изучены для группы человеческого перикарда (n=30) и медицинского фетра (n=10).

Результаты и обсуждение. Показано, что разрывное напряжение (σ_max) нормальной аорты как в продольном, так и в поперечном направлении более чем в 2 раза превосходит разрывное напряжение дилатированной аорты. В то же время характер деформирования как нормальной, так и измененной аорты схож, что иллюстрируется близкими значениями начального модуля жесткости (Е_нач). Перикард обладает схожими с аортой прочностными характеристиками, а также имеет сопоставимое с аортой значение начального модуля жесткости. Деформирование медицинского фетра происходит совершенно иным образом, модуль жесткости фетра в начальной фазе растяжения превышает модуль жесткости биологических объектов в 10 раз. Подобное отличие в деформационно-прочностных свойствах фетра и аорты может повлечь прорезывание среднего слоя анастомоза (аорты) и диссекцию интимы.

Оценка прочности стенки аорты в экспериментах на прорезывание монофиламентными нитями показала, что нарушение целостности укрепленных трехслойных анастомозов с фетром происходит вследствие диссекции интимы (при нагрузках, не приводящих к прорезыванию остальных слоев анастомоза). Перикард имеет большую устойчивость к прорезыванию по сравнению с аортой, так как представляет гомогенную по структуре серозную оболочку. В отличие от перикарда, слои аорты имеют разное гистологическое строение и соответственно разную устойчивость к прорезыванию.

Заключение. При формировании анастомозов грудной аорты по типу "сэндвич" (трехслойный анастомоз) с использованием фетра и монофиламентных нитей целостность стенки аорты нарушается вследствие диссекции интимы при нагрузках, не приводящих к прорезыванию остальных слоев анастомоза.

Перикард обладает схожими с аортой деформационно-прочностными свойствами и с большей вероятностью будет способствовать оптимальному распределению нагрузки на линию анастомоза по сравнению с медицинским фетром.

Снижение прочностных свойств дилатированной аорты в области анастомоза не носит критического характера, а следовательно, она может продолжать выполнять свою функцию после укрепления ее стенки вспомогательными материалами (перикард, фетр).

Финансирование. Исследование не имело спонсорской поддержки.

Конфликт интересов. Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

Вклад авторов. Концепция и дизайн исследования - Хубулава Г.Г., Марченко С.П., Дарвиш Д.М.; сбор данных, хирургическая обработка образцов - Бобыльков В.А.; проведение экспериментов - Бобыльков В.А., Васильева В.В., Поляков Л.Г., Финк М.А.; забор кадаверного материала - Авагян К.Л.; статистическая обработка данных - Буненков Н.С.; написание статьи - Бобыльков В.А.; редактирование - Дарвиш Д.М., Бобыльков В.А.

Для цитирования: Бобыльков В.А., Дарвиш Д.М., Марченко С.П., Авагян К.Л., Буненков Н.С., Васильева В.В., Поляков Л.Г., Финк М.А., Хубулава Г.Г. Деформационно-прочностные свойства материалов, применяемых для формирования анастомозов при реконструкции грудного отдела аорты. Ангиология и сосудистая хирургия. Журнал имени академика А.В. Покровского. 2023; 29 (4): 120-129. DOI: https://doi.org/10.33029/1027-6661-2023-29-4-120-129

Ключевые слова:анастомозы аорты; реконструкция аорты; механические свойства аорты; механические свойства перикарда; механические свойства фетра; прорезывание хирургической нитью; дилатированная аорта; нормальная аорта

Введение

Информация, полученная из доступных баз данных, свидетельствует о наличии высокого риска летального исхода при операциях по поводу патологии грудного отдела аорты [1, 2]. Наибольший риск сопряжен с протезированием аорты, которое должно быть выполнено в экстренном порядке в условиях искусственного кровообращения [3]. Обеспечение механической прочности и целостности конструкции анастомозов - одна из составляющих успеха [4].

Важными причинами сложности достижения окончательного гемостаза являются гистологическое строение аорты, большие колебания диаметра аорты в систолу и диастолу, прорезывание аорты хирургическими нитями и потеря герметичности швов [5]. Поэтому существует необходимость использования дополнительных материалов для укрепления анастомоза между аортой и протезом для избежания его прорезывания монофиламентными нитями. Наибольший риск хирургических кровотечений наблюдается при операциях протезирования аорты, когда патологический процесс имеет распространенный характер и измененный участок аорты не может быть удален полностью, т. е. в анастомоз включается аневризматически измененная стенка аорты [6]. Поэтому для укрепления линейного анастомоза при протезировании аорты используют медицинский фетр или перикард. Медицинский фетр получил наиболее широкое распространение, так как считается, что он заметно усиливает конструкцию. Но даже при таком подходе сохраняется вероятность кровотечений. Другим материалом является перикард, который обрел широкое применение не только в реконструктивных операциях, но также и в качестве материала для обеспечения хирургического гемостаза.

Цель - изучить деформационно-прочностные свойства материалов, применяемых при реконструкции грудного отдела аорты по таким параметрам, как разрывное напряжение, разрывное удлинение, начальный модуль жесткости.

Для сравнения этих свойств и анализа особенностей прорезывания анастомозов проводились испытания и оценивались изменения, возникающие при действии нагрузки на различные виды анастомозов с нормальной и дилатированной аортой.

Материал и методы

Образцы аорты были разделены на 2 группы: нормальная аорта (38 образцов) и дилатированная аорта (30 образцов). В группу нормальной аорты (диаметр 2,59±0,32 см) отбирались образцы от трупов без морфологических признаков расширения и атеросклеротического поражения грудного отдела аорты. В группу дилатированной аорты (4,12±0,85 см) - образцы с подтвержденной дилатацией грудного отдела аорты по результатам патологоанатомического вскрытия. Сравнивались деформационно-прочностные свойства данных групп препаратов.

Исследование механических свойств перикарда проводилось на 30 образцах передней части сердечной сумки, полученных в результате аутопсии трупов с некардиальной причиной смерти.

Из синтетических тканей изучался медицинский фетр из фторопласта-4. Всего было испытано 10 образцов. Снижение общего количества наблюдений вызвано незначительным средним отклонением в результатах испытаний из-за типового производства и низкой вариативности материала.

Испытания проводились на разрывной установке Instron 1122 в режиме активного нагружения. Диаграмма растяжения каждого образца, использованного в эксперименте, фиксировалась с помощью самописца прибора.

В каждой группе образцы испытывались в продольном и поперечном направлении. Статистический анализ проводился по основным показателям деформационно-прочностных свойств в относительных единицах для лучшей репрезентативности.

К основным показателям сравнения деформационно-прочностных свойств между группами были отнесены σ_max (МПа) - разрывное напряжение, ε_max (%) - разрывное удлинение и начальный модуль жесткости Е_нач (МПа).

Расчет проводился по следующим формулам:

где P - разрывная нагрузка, выраженная в ньютонах (Н), S - площадь поперечного сечения образца, полученная умножением ширины на толщину, выраженное в квадратных метрах (м²);

где l - длина образца после растяжения, а l₀ - исходная длина образца, мм;

где σ - напряжение, МПа, а ε - деформация образца в точке, соответствующей концу первого прямолинейного участка диаграммы растяжения.

Группы нормальной аорты, дилатированной аорты и нативного перикарда испытывались на прорезывание хирургической нитью Prolene 4/0 и Prolene 5/0. Шов формировался одним стежком в центре испытуемого образца таким образом, чтобы при тракции за свободную часть нити растяжение производилось в строго перпендикулярном направлении по отношению к длиннику образца, а натянутые нити формировали прямой угол с прилегающими сторонами образца (рис. 1).

Для установления пределов прочности различных вариантов линейных анастомозов нормальной и дилатированной аорты проводились испытания в режиме активного нагружения. Анастомозы формировали с помощью непрерывного z-образного шва, отступая по 0,5 см от края анастомоза и 0,5 см между стежками. Перед испытанием образца линия анастомоза выставлялась ровно посередине базовой части образца, располагаясь равноудаленно от точек его фиксации (рис. 2).

Были испытаны следующие группы анастомозов: "аорта нормальная-аорта нормальная", "аорта дилатированная-аорта дилатированная", "аорта нормальная- протез", "аорта дилатированная-протез", "укрепленный трехслойный анастомоз нормальной аорты с фетром", "укрепленный трехслойный анастомоз дилатированной аорты с фетром".

В качестве протезной части анастомоза использовались тканые гофрированные протезы фирмы "Север".

Статистический анализ информации проводился с помощью программ Jasp, Orange, R и Minitab. Все исследуемые переменные проверяли на нормальное распределение (критерии Колмогорова-Смирнова и Шапиро-Уилка). В случае нормального распределения при анализе использовали методы параметрической статистики (дисперсионный анализ). При отличии распределения от нормального применяли методы непараметрической статистики (тест Уилкоксона). Различия считали статистически значимыми при значении ошибки теста p<0,05.

Результаты

Установлено, что разрывное напряжение (σ_max) нормальной аорты как в продольном, так и в поперечном направлениях было более чем в 2 раза больше разрывного напряжения дилатированной аорты:

· σ_max в продольном направлении 2,93±0,58 МПа для нормальной аорты и 1,29±0,49 МПа для дилатированной аорты;

· σ_max в поперечном направлении 3,08±0,54 МПа для нормальной аорты и 1,37±0,41 МПа для дилатированной аорты.

Схожая картина оказалась и для разрывного удлинения (σ_max), показатели которого для нормальной аорты значительно превышали показатели для дилатированной аорты. При сравнении начального модуля жесткости (Е_нач) в обоих направлениях статистически значимых отличий получено не было (рис. 3).

При исследовании механических свойств перикарда было выявлено, что показатели разрывного напряжения и разрывного удлинения в поперечном и продольном направлениях достаточно близки:

· σ_max в продольном направлении 3,66±0,43 МПа, в поперечном направлении - 3,29±0,32 МПа;

· σ_max в продольном направлении 76,5±8,8 и 72,8±7,9% в поперечном направлении.

Это свидетельствует об изотропных свойствах перикарда.

Значения начального модуля жесткости также близки в поперечном и продольном направлениях (рис. 4).

При испытании механических свойств медицинского фетра выявлено, что показатель σ_max фетра в продольном направлении составил 3,03±0,07 МПа, в поперечном - 2,43±0,03 МПа, что сопоставимо с показателями нормальной аорты и перикарда.

Показатель ε_max у фетра в продольном направлении составил 177±6,25%, в поперечном - 192,1±4,3%. Это иллюстрирует его высокий деформационный потенциал, который в разы превосходит данный показатель биологических тканей, что обеспечивается другим строением волокон, составляющих фетр.

Основным отличием фетра от перикарда и аорты является значение начального модуля жесткости (Е_нач). Значение модуля жесткости медицинского фетра в продольном направлении превосходит этот показатель у перикарда в 7,5 раза, у нормальной аорты - в 10,3 и у дилатированной аорты - в 9,5 раза. В поперечном направлении - в 4,92 раза у перикарда, в 5,7 - у нормальной аорты, в 5,6 раза - у дилатированной аорты.

На рис. 5 представлены диаграммы растяжения нормальной аорты, дилатированной аорты, перикарда и фетра.

Несмотря на значимые различия в деформационно-прочностных свойствах нормальной и дилатированной аорты, показатели начального модуля жесткости достоверно не отличались:

· в продольном направлении для перикарда 1,3 МПа, для нормальной аорты 0,95 МПа, для дилатированной аорты 1,03 МПа;

· в поперечном направлении для перикарда 1,2 МПа, для нормальной аорты 1,03 МПа, для дилатированной аорты 1,04 МПа.

Таким образом, деформация происходит по одному типу.

Схожая картина наблюдалась при сравнении препарата перикарда с препаратами аорты. Несмотря на значительные отличия по эластичности (практически 2-кратное превосходство над образцами нормальной аорты), значения начального модуля жесткости у перикарда и аорты оказались близки, что, вероятнее всего, вызвано большим содержанием коллагеновых волокон как в перикарде, так и в аорте.

Качественно другой тип деформации наблюдается при растяжении медицинского фетра, что иллюстрируется многократным превосходством показателя начального модуля жесткости фетра по сравнению с аортой и перикардом (рис. 6).

В результате исследований было выявлено, что начальная жесткость фетра в 10 раз превышает начальную жесткость аорты в продольном направлении и практически в 6 раз в поперечном. Такое несоответствие деформационно-прочностных свойств на начальном участке приводит к тому, что при одном и том же давлении, создаваемом внутри аорты, деформация тканей аорты многократно превосходит деформацию фетра (рис. 7). Подобное несоответствие может приводить к смещению аорты внутри анастомоза, ее чрезмерному нагружению с области прокола и более легкому прорезыванию хирургической нитью, что, в свою очередь, может повлечь нарушение герметичности анастомоза.

При оценке устойчивости биологических тканей к прорезыванию монофиламентными нитями было выявлено, что перикард обладает наилучшей устойчивостью к прорезыванию, а образцы нормальной аорты более устойчивы по сравнению с дилатированной (рис. 8).

Значения максимальной нагрузки прорезывания для каждого из анастомозов с дилатированной аортой были ниже, чем максимальная нагрузка для анастомозов с нормальной аортой. Показатели предельной нагрузки анастомозов "аорта нормальная-аорта нормальная" оказались почти в 2 раза больше, чем предельная нагрузка анастомозов "аорта дилатированная-аорта дилатированная".

Анастомозы "аорта-протез" показали увеличение предельной нагрузки прорезывания примерно на 25% по сравнению с группами анастомозов "аорта-аорта". Вероятнее всего, это связано с заменой менее прочной части анастомоза (аорта) на более прочную (протез). Прорезывание происходило только со стороны аорты, а не с двух сторон, как в случае анастомозов "аорта-аорта".

Самые высокие значения предельной нагрузки соответствовали трехслойному анастомозу с фетром, что связано с высокой прочностью последнего и конструкционной особенностью анастомоза, в котором фетр укрепляет аорту двумя листами как со стороны интимы, так и со стороны адвентиции.

Наглядно пределы прочности испытанных групп указаны на рис. 9.

Значения максимальной нагрузки, которая вызывает прорезывание анастомоза в группах "аорта-аорта"

и "аорта-протез", иллюстрируют необходимость укрепления линии анастомоза. Успешность укрепления подтверждается кратным повышением прочности анастомоза с фетром.

В испытаниях укрепленного трехслойного анастомоза с фетром прорезывания не происходило через все слои анастомоза (как в случае анастомозов "аорта-аорта" или "аорта-протез"), эксперимент заканчивался разрывом аорты, начинающимся с интимы (рис. 10).

Диссекция интимы происходила не только в момент разрыва. Было установлено, что этот процесс начинается уже на промежуточных нагрузках, когда целостность всей конструкции еще не нарушена и соответствующий участок диаграммы растяжения представляет собой линию без зазубрин. При формировании анастомозов с фетром имеющиеся диссекции интимы могут прикрываться его свободным краем (рис. 11).

Показано образование локальных разрывов при деформировании укрепленных трехслойных анастомозов с фетром. Видно, что разрывы образуются в области проколов. При прокалывании аорты возникает дефект, соответствующий диаметру иглы, который, как мы можем видеть, существенно увеличивается при растяжении аорты. Вероятно, это связано с тем, что нити, фиксирующие анастомоз, удерживаются жестким фетром и повреждают более эластичную аорту, которая существенно больше деформируется в начальный момент нагружения.

Обсуждение

Полученные нами результаты согласуются с данными авторов, представивших сопоставимые значения разрывного напряжения и разрывного удлинения биологических тканей при одноосном растяжении [7]. При изучении свойств нормальной и дилатированной аорты влияние возраста, пола и отдела аорты на механические свойства не учитывалось, так как эти факторы подробно освещены в других исследованиях [8, 9].

Сравнение деформационно-прочностных свойств аортальных групп подтверждает снижение механических свойств стенки дилатированной аорты по отношению к механическим свойствам нормальной аорты. При нагрузке в обоих направлениях прочность нормальной аорты превосходит прочность дилатированной аорты в 2 раза и более, а эластичность - в 1,5 раза и более [10].

На основе показателей, определяющих прочность и эластичность материалов, рассчитывается показатель модуля жесткости. В случае если данный показатель определяется на конечном участке диаграммы растяжения, он называется "максимальный модуль жесткости", если на первом линейном участке диаграммы растяжения - "начальный модуль жесткости".

С точки зрения практической хирургии наибольший интерес представляют механические свойства в начальный момент деформирования, так как именно в этой области диаграммы растяжения находятся те нагрузки, которым подвергаются материалы анастомоза в физиологических условиях. В физиологических условиях напряжение, возникающее в стенке аорты, не превышает 1 МПа [11, 12]. В связи с этим наиболее информативным показателем, характеризующим несоответствие деформационно-прочностных свойств биологических и синтетических материалов, участвующих в формировании анастомозов, является начальный модуль жесткости.

На практике данное несоответствие может приводить к диссекциям аорты, что было продемонстрировано в экспериментах с укрепленным трехслойным анастомозом с фетром, показатель начального модуля жесткости которого многократно превышает показатель начального модуля жесткости аорты.

Исследованные нами биологические материалы (дилатированная и нормальная аорта, перикард) при некотором различии в разрывных характеристиках имеют схожий тип деформирования, характеризующийся преобладанием изотонического режима в начальной фазе нагрузки. Возможно, это является компенсаторным механизмом, направленным на поддержание артериального давления в режиме обратимой деформации сосудов.

Медицинский фетр является синтетическим материалом, обладает достаточной прочностью и позволяет укрепить анастомозы аорты [13]. Но в то же время он обладает принципиально иными деформационно-прочностными свойствами по сравнению с аортой: высокой жесткостью и малой эластичностью в начальной фазе растяжения. В таких условиях нагрузка, воздействующая на композит "фетр-аорта-фетр", может приводить к повреждению среднего слоя структуры "сэндвича" - аорту. Дело в том, что в ответ на нагрузку аорта будет удлиняться и стремиться изменить свой диаметр, в то время как фетр в тех же условиях будет деформироваться в разы меньше, и это может приводить к повреждению аорты со стороны нитей.

Биомеханические свойства перикарда близки к биомеханическим свойствам аорты. Кроме того, перикард обладает большей устойчивостью к прорезыванию хирургическими нитями по сравнению с аортой. Это может быть связано с тем, что перикард представляет собой гомогенную по структуре серозную оболочку, а каждый из слоев аорты имеет разное гистологическое строение [14].

По этой причине внутри укрепленного трехслойного анастомоза "перикард-аорта-перикард" распределение нагрузки предположительно будет происходить более равномерно. Кроме того, в эксперименте было показано, что перикард более устойчив к прорезыванию монофиламентными нитями, чем аорта. Эти факторы могут снизить вероятность прорезывания аорты.

Заключение

При формировании анастомозов грудной аорты по типу "сэндвич" (трехслойный анастомоз) с использованием фетра и монофиламентных нитей целостность стенки аорты нарушается вследствие диссекции интимы при нагрузках, не приводящих к прорезыванию остальных слоев анастомоза.

Перикард обладает схожими с аортой деформационно-прочностными свойствами и с большей вероятностью будет способствовать оптимальному распределению нагрузки на линию анастомоза по сравнению с медицинским фетром.

Снижение прочностных свойств дилатированной аорты в области анастомоза не носит критического характера, а следовательно, она может продолжать выполнять свою функцию после укрепления ее стенки вспомогательными материалами (перикард, фетр).

Ограничения исследования. В исследовании не воспроизводились реальные гемодинамические условия, влияющие на прочность укрепленных трехслойных анастомозов - "сэндвичей". Испытания в приближенных к реальным гемодинамическим условиям являются целью дальнейших исследований.

Литература

1. Biancari F., Kinnunen E.M., Kiviniemi T., et al. Meta-analysis of the Sources of Bleeding after Adult Cardiac Surgery. Journal of Cardiothoracic and Vascular Anesthesia. 2018; 32 (4): 1618-1624. DOI: https://doi.org/10.1053/j.jvca.2017.12.024

2. Butt W. Bleeding after cardiac surgery: multiple strategies and teamwork are essential! Perfusion. 2019; 34 (8): 637-639. DOI: https://doi.org/10.1177/0267659119867196

3. Gaudino M., Girardi L.N., Rahouma M., et al. Editor’s Choice - Aortic Re-operation After Replacement of the Proximal Aorta: A Systematic Review and Meta-Analysis. European Journal of Vascular and Endovascular Surgery. 2018; 56 (4): 515-523. DOI: https://doi.org/10.1016/j.ejvs.2018.06.038

4. Newcomb A.E., Dignan R., McElduff P., et al. Bleeding After Cardiac Surgery Is Associated With an Increase in the Total Cost of the Hospital Stay. Annals of Thoracic Surgery. 2020; 109 (4): 1069-1078. DOI: https://doi.org/10.1016/j.athoracsur.2019.11.019

5. Марченко С.П. Хубулава Г.Г., Наумов А.Б. и др. Патофизиологические принципы и подходы к оценке гемодинамики. Педиатр. 2014; 5 (4): 110-115.

6. Brown J.A., Kilic A., Aranda-Michel E., et al. Long-Term Outcomes of Reoperation for Bleeding After Cardiac Surgery. Seminars in Thoracic and Cardiovascular Surgery. 2021; 33 (3): 764-773. DOI: https://doi.org/10.1053/j.semtcvs.2020.11.013

7. Ninomiya O.H., Monteiro J.A.T., Higuchi M.L., et al. Biomechanical Properties and Microstructural Analysis of the Human Nonaneurysmal Aorta as a Function of Age, Gender and Location: An Autopsy Study. Journal of Vascular Research. 2015; 52 (4): 257-264. DOI: https://doi.org/10.1159/000442979

8. Haskett D., Johnson G., Zhou A., et al. Microstructural and biomechanical alterations of the human aorta as a function of age and location. Biomechanics and Modeling in Mechanobiology. 2010; 9 (6): 725-736. DOI: https://doi.org/10.1007/s10237-010-0209-7

9. Ferrara A., Morganti S., Totaro P., et al. Human dilated ascending aorta: Mechanical characterization via uniaxial tensile tests. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials. 2016; 53: 257-271. DOI: https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2015.08.021

10. Azadani A.N., Chitsaz S., Mannion A., et al. Biomechanical properties of human ascending thoracic aortic aneurysms. Annals of Thoracic Surgery. 2013; 96 (1): 50-58. DOI: https://doi.org/10.1016/j.athoracsur.2013.03.094

11. Holzapfel G.A., Gasser T.C., Ogden R.W. A New Constitutive Framework for Arterial Wall Mechanics and a Comparative Study of Material Models. Journal of Elasticity. 2000; 61: 1-48.

12. Bader H. Dependence of wall stress in the human thoracic aorta on age and pressure. Circulation Research. 1967; 20 (3): 354-361. DOI: https://doi.org/10.1161/01.res.20.3.354

13. Oda T., Minatoya K., Sasaki H., et al. Adventitial inversion technique for type A aortic dissection distal anastomosis. Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery. 2016; 151 (5): 1340-1345. DOI: https://doi.org/10.1016/j.jtcvs.2016.01.018

14. Amabili M., Arena G.O., Balasubramanian P., et al. Biomechanical characterization of a chronic type a dissected human aorta. Journal of Biomechanics. 2020; 110: 109978. DOI: https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2020.109978

Материалы данного сайта распространяются на условиях лицензии CC BY-NC-ND 4.0 (Creative Commons Attribution-NonCommercial-NoDerivatives 4.0 International)

© ООО Издательская группа «ГЭОТАР-Медиа». Использование текстового и иллюстративного материала данного издания для обучения любых систем искусственного интеллекта, включая машинное обучение и нейросети, запрещено без письменного разрешения правообладателя.