為了探究竇管交界直徑呈現不同錐度角對于人工生物瓣膜性能的影響，對竇管交界不同錐度角的主動脈根部模型進行脈動流實驗研究。通過三維打印方法制作竇管交界錐度角分別為 0 度、1 度、3 度和 5 度的 4 組主動脈根部模型。將人工生物瓣膜裝配在主動脈根部模型上，在脈動循環模擬系統中進行不同心搏出量條件下的脈動流實驗測試。心率設定為 70 次/分，脈動流流動速率分別為 2～7 L/min。在每個脈動流流動速率條件下測試 10 個心動周期并將結果取平均值。實驗結果顯示，主動脈根部竇管交界不同錐度的模型，跨瓣壓差符合國內標準，均在 10 mm Hg 之內；竇管交界錐度對于返流百分比存在影響，較小的竇管交界錐度有利于降低返流百分比；在心搏出量較小的情況下，較小的竇管交界錐度有利于增大有效開口面積，而在心搏出量較大的情況下，較大的竇管交界錐度有利于增大有效開口面積。實驗結果表明，在臨床手術過程中，對于心搏出量較低的情況，建議多考慮較小的竇管交界錐度；而對于心搏出量較高的情況，建議多考慮較大的竇管交界錐度。
引用本文： 賈榮璽, 馬云菲, 顧兆勇, 潘友聯, 柳思聰, 喬愛科, 郭超, 董念國, 李曉鋒, 劉迎龍. 竇管交界錐度對生物瓣影響的脈動流實驗研究. 生物醫學工程學雜志, 2017, 34(3): 365-370. doi: 10.7507/1001-5515.201605021 復制
引言
正常的主動脈根部解剖結構對于維持主動脈瓣功能的正常是十分重要的。主動脈根部的任何一部分發生病理改變，均可以導致主動脈瓣功能的異常，引起主動脈瓣病變。竇管交界的尺寸變化會影響到主動脈瓣的關閉功能。在進行大動脈調轉手術的過程中，竇管交界吻合部位容易形成湍流，這種有害的湍流將導致由主動脈吻合部位向主動脈竇延伸的瘤樣擴張，從而致使術后遠期主動脈竇及竇管交界失去正常幾何形態，引發主動脈瓣產生返流[1-2]。臨床上進行大動脈調轉術、主動脈瓣修復術以及瓣膜置換術[3-4]等手術時，對于竇管交界的幾何構型和尺寸選擇，主要是來自于臨床醫生的經驗，而竇管交界尺寸的選擇對于人工主動脈瓣膜關閉性能的影響需要進一步的分析，指導以證據為基礎的手術決策。
近來關于主動脈竇管交界幾何尺寸對主動脈瓣關閉不全的影響，國內外相關學者有了一定的數值模擬研究。Conti 等[5]利用得到的磁共振成像圖像重建得到 10 位正常人的主動脈根部有限元模型，模擬在心動周期中主動脈的運動狀態，提出主動脈的根部、瓣葉和竇部解剖結構的差異是導致不同的主動脈瓣葉應力和應變分布狀態的重要原因。Gharaie 等[6]利用流固耦合的方法研究一種新型聚合物主動脈瓣的血流動力學性能，并認為該方法可以為新型人工心臟瓣膜的設計及優化提供幫助。Haj-Ali 等[7]建立了包括主動脈根部、瓣葉、竇部的流固耦合模型，研究不同竇管交界直徑與瓣環直徑之比對于主動脈瓣血流動力學和瓣葉組織力學的影響。Marom 等[8-9]認為竇管交界直徑和瓣環直徑的改變會造成主動脈的血流動力學情況和瓣葉組織力學狀態的異常。Weltert 等[10]建立了不同的竇管交界直徑與瓣環直徑尺寸比值的主動脈根部模型，研究該變化對于主動脈瓣所產生的影響，并認為竇管交界直徑擴張和瓣環直徑擴張會對瓣葉的關閉狀態產生影響，在制定手術方案時要給予更多的考慮。本團隊[11]建立了 6 種不同竇管交界直徑和竇部直徑尺寸之比的升主動脈竇部的三維有限元模型，提出竇管交界比竇部直徑變化對瓣環直徑的影響更大。這些研究利用數值模擬計算的方法，說明竇管交界的幾何尺寸構型對于主動脈瓣關閉性能存在著重要影響。但是上述數值模擬研究無法獲得主動脈瓣在脈動流狀態下的運動狀態，以及對于衡量瓣膜性能很重要的跨瓣壓差、有效開口面積、返流百分比、通過瓣膜的流量等參數。
N?tzold 等[12]通過體外實驗的方法研究幾種無支架主動脈瓣膜竇管交界擴張與主動脈瓣返流的關系提出，與異種移植物相比，主動脈瓣同種移植物具有較高阻力，可以減小竇管交界直徑擴張產生的返流。湯京龍等[13]利用脈動流實驗裝置研究新型介入瓣膜的適應性，并提出介入瓣的外形、結構、固定方式和手術方法等方面與傳統的心臟瓣膜存在明顯的區別。需根據其自身的特點，采用適當的方法來評價介入瓣膜的性能。Vismara 等[14]使用脈動流裝置研究豬心二尖瓣在內部和外部壓力條件下的血流動力學特性，并認為該方法可以用于研究二尖瓣的生理學和病理學特性。褚銀平等[15]使用脈動流模擬循環裝置對幾種人工機械心臟瓣膜的開啟狀態進行可視化評價，發現人工機械型心臟瓣膜在體外脈動循環模擬狀態下存在瓣膜開啟角度不完全的現象；雙葉型機械瓣在開啟過程中存在開放不同步、瓣膜出現抖動的現象。Maselli 等[16]用體外實驗的方法研究主動脈瓣環和竇管交界直徑尺寸比值的改變對主動脈瓣根部和主動脈瓣功能的影響，提出主動脈瓣再次植入手術中可以通過優化竇管交界尺寸實現對主動脈瓣功能和瓣葉對合性能的優化。上述研究表明離體實驗是一種有效的研究方法。
利用離體實驗可以得出主動脈瓣的血流動力學特征，以及瓣葉的形態變化、瓣葉的關閉時間和關閉狀態等生物力學參數，可以更全面地得到主動脈瓣的血流動力學參數和生物力學參數，如瓣膜壓力、開口面積、返流量等。但是上述實驗研究并沒有模擬不同的心輸出量情況下，不同竇管交界尺寸對于主動脈瓣膜關閉性能的影響。由于心輸出量與患者的年齡、體表面積、身體狀態等因素有關，醫生針對患者的不同情況需要進行個性化的手術規劃，因此模擬在不同心輸出量情況下不同竇管交界尺寸對于人工主動脈瓣膜性能的影響是十分必要的。
針對上述前人研究中存在的問題，本文的主要目的是運用體外脈動流實驗系統，以人工生物瓣膜作為實驗對象，模擬在不同心輸出量的情況下，通過改變竇管交界處的錐度角，研究不同竇管交界直徑對人工主動脈瓣膜性能的影響；通過評價生物瓣膜的有效開口面積、跨瓣壓差和返流百分比，來評價竇管交界不同錐度角對人工生物瓣膜性能的影響，為臨床手術規劃提供依據。
1 方法
1.1 模型制作
利用三維打印快速成型技術，制作竇管交界錐度分別為 0 度（模型 a）、1 度（模型 b）、3 度（模型 c）和 5 度（模型 d）的主動脈根部模型（如圖 1 所示）。模型尺寸如表 1 所示。
圖1
錐度模型示意圖
Figure1.
Model of sinotubular junction taper
表1
錐度模型尺寸
Table1.
Size of sinotubular junction taper model
1.2 人工心臟瓣膜
本文采用 Hancock II 型 31 mm 的生物瓣膜進行脈動流實驗。實驗采用的生物瓣膜尺寸為（31±0.5）mm，孔徑直徑為（28±0.5）mm，縫合環直徑為（41±1）mm。
1.3 脈動流實驗
脈動流實驗主要是用于模擬正常心臟生理條件下，動態地測試人工心臟瓣膜在體內的血流動力學特性，包括在正常生理條件范圍內、不同心搏出量情況下人工心臟瓣膜的功能參數、關閉性能、有效開口面積和動態回流量等數據的測量和計算[17]。體外脈動流模擬測試對于研究人工心臟瓣膜的血流動力學特征和改進人工心臟瓣膜的性能非常重要，所以本研究采用脈動流的實驗方法進行測量。本實驗在脈動流條件下檢測生物瓣膜的各個特征參數，通過對比分析，評價竇管交界錐度角對瓣膜性能參數的影響。參照 GB12279-2008/ISO5840：1996 標準，采用了 Vivitro 脈動流硬件實驗設備 Pulse Duplicator 以及脈動流實驗配套測試軟件 ViviTest[17]。將主動脈根部錐度模型以及生物瓣安裝在 Pulse Duplicator 設備上進行脈動流實驗。將心率設定為 70 次/分，脈動流流動速率分別為 2～7 L/min。在一定脈動流流動速率條件下測試 10 次瓣膜并取其平均值。測試瓣膜的主要參數有：① 跨瓣壓差；② 返流百分比；③ 有效開口面積。
人工心臟瓣膜的跨瓣膜壓差是指血流經過人工瓣膜時，由于瓣口對血流的阻滯作用所產生的壓力階差。它是評價人工心臟瓣膜功能最重要的血流動力學參數之一。在人工心臟瓣膜的研制中，跨瓣壓差的大小直接影響單位時間的過瓣膜血流量，可以反映心臟受到的阻力情況，跨瓣壓差越小越好，接近于零是最理想的[16]。一般認為，正常的跨瓣壓差應小于 40 mm Hg，而國內標準要求跨瓣壓差需小于 10 mm Hg[18-19]。本實驗在 Pulse Duplicator 設備模擬的心室心房和主動脈處分別有壓力測量點，安裝有壓力傳感器。將壓力傳感器采集的壓力數值，傳輸到 ViviTest 軟件中進行處理計算，得到瓣膜的跨瓣壓差。
植入體內的人工心臟瓣膜在開啟和關閉時都存在血液返流的現象。關閉返流量是指人工心臟瓣膜在關閉過程中，主動脈的血液返流回左心室的血流量。在瓣膜關閉狀態下存在的血液返流即為泄漏，是決定人造心臟瓣膜性能的主要指標。血液泄漏可以造成較高的剪切應力，導致呈噴射狀的混合層血流；不僅會引起血細胞的破壞，同時也是血栓形成的原因之一[18]。人工心臟瓣膜的返流量是指關閉返流量與泄漏量之和；而返流量與心輸出量的百分比，則稱為返流百分比。目前認為可以接受的返流百分比為 10%。返流量的增大會增加心臟能量的損失；在滿足體內一定供血量的條件下，會給心臟增加更多的泵血負擔[17]。本實驗在安裝的瓣膜附近設有流量計測量點，利用流量計測量得出瓣膜附近的流量變化；在 ViviTest 軟件中對得到的測量值進行計算處理，得出瓣膜的返流百分比。
由于正常心臟瓣膜的開啟口徑和人工心臟瓣膜瓣葉的瓣環口徑并不相同，所以人工心臟瓣膜的有效開口面積取決于瓣口開啟口徑、壓力差與心臟功能的因素[17]。本文采用的計算有效開口面積的方法為 Gorhn 公式[17]：
| ${\rm{EOA}}\left( {{\rm{c}}{{\rm{m}}^2}} \right){\rm{ = }}\frac{{{Q_{{\rm{rms}}}}}}{{{C_{\rm{d}}}\sqrt {\frac{{\Delta P}}{\rho }} }}$ |
其中 EOA 為有效開口面積， 為均方根流量，ΔP 為平均跨瓣壓差，Cd 為流動常數，ρ 為流體密度。
Gorhn 公式利用壓力與流量進行計算，其值高度依賴于跨瓣壓差和流量[15]。本文根據測量得出的瓣膜附近的流量和跨瓣壓差變化，利用 Gorhn 公式在 ViviTest 軟件中計算處理，得出瓣膜的有效開口面積。
2 結果
2.1 跨瓣壓差
脈動流實驗測出的不同錐度角模型在不同心搏出量條件下的跨瓣壓差如圖 2 所示。同一錐度的主動脈根部模型，在心搏出量逐漸增加的過程中，跨瓣壓差呈現先增大后減小的趨勢。在不同錐度角模型之間，心搏出量為 2～4 L 以及 6 L 時，模型 a 跨瓣壓差最小；在心輸出量為 5 L 和 7 L 時，模型 c 跨瓣壓差最小。所測的跨瓣壓差均小于國內標準要求的 10 mm Hg。在心搏出量為 6 L 時，模型 a 與模型 b 的跨瓣壓差變化最大，約為 25%。
圖2
不同竇管交界錐度模型在不同心搏出量條件下的跨瓣壓差
Figure2.
Transvalvular pressure gradients of the models with different sinotubular junction taper under the condition of different stroke volume
2.2 返流百分比
脈動流實驗測出的不同錐度角模型在不同心搏出量條件下的返流百分比如圖 3 所示。同一錐度的主動脈根部模型，在心搏出量逐漸增加的過程中，返流百分比呈現逐漸減小的趨勢。在不同錐度角模型之間，隨著心搏出量的增加，模型 b 的返流百分比較低，而模型 c 的返流百分比較高。在心搏出量為 7 L 時，模型 b 與模型 c 的返流百分比變化最大，約為 54%。
圖3
不同竇管交界錐度模型在不同心搏出量條件下的返流百分比
Figure3.
Regurgitation fraction of the models with different sinotubular junction taper under the condition of different stroke volume
2.3 有效開口面積
脈動流實驗測出的不同錐度角模型在不同心搏出量下的有效開口面積如圖 4 所示。同一錐度的主動脈根部模型，在心搏出量逐漸增加的過程中，有效開口面積呈現逐漸增加的趨勢。而在不同錐度角模型之間，心搏出量為 2～4 L 時，模型 b 的有效開口面積最高；而在心搏出量為 5 L 和 7 L 時，模型 c 的有效開口面積最高；在心搏出量為 6 L 時模型 a 的有效開口面積最高，其相比模型 c 和模型 d 的有效開口面積分別增大了 1.8% 和 1.5%。
圖4
不同竇管交界錐度模型在不同心搏出量條件下的有效開口面積
Figure4.
Effective valve orifice area of the models with diffe-rent sinotubular junction taper under the condition of different stroke volume
3 討論
跨瓣壓差的變化可以反映瓣膜在心臟內受到阻力的大小。通過跨瓣壓差的分析，可以反映心臟所承受的負擔變化情況。跨瓣壓差越大，流經瓣膜一個單位流量所對應的跨瓣阻力也越大，因而跨瓣的能量損失也越大[20]。本文中不同主動脈根部竇管交界錐度模型的跨瓣壓差測量值均符合國內標準，均在 10 mm Hg 之內。同一錐度角模型，跨瓣壓差隨心搏出量的增加，呈現先增大后減小的趨勢。不同錐度角模型之間，跨瓣壓差有顯著的變化。其中在心搏出量為 6 L 條件下，模型 a 與模型 b 的跨瓣壓差變化最大，約為 25%。這說明在心搏出量一定的條件下，竇管交界錐度與跨瓣壓差的變化是有關系的。不合理的竇管交界錐度可能會導致跨瓣壓差的升高，導致心臟由于瓣膜跨瓣阻力的升高而承受較高的負擔；長期承受較大的負擔，容易誘發瓣膜和心臟發生病變。因此合理的竇管交界錐度有助于維持合理的跨瓣壓差，減小由于其跨瓣阻力過大而對心臟功能造成的影響，并促使人工心臟瓣膜更接近正常主動脈瓣膜的生理狀況，有利于人工心臟瓣膜更好地發揮作用。
對返流百分比而言，返流量增大會增加心臟能量的損失，因此在滿足體內一定供血量的條件下，返流百分比的增大會增加心臟的泵血負擔。合理的返流百分比，可以有效地降低心臟泵血時的能量損失，減輕心臟的負擔，有利于降低由于血液泄漏而產生的剪切應力，降低血栓形成的概率[18-19]。在進行瓣膜手術的過程中，合理地選擇竇管交界錐度尺寸，有利于降低返流百分比，獲得更好的手術效果。本文中，不同錐度角主動脈根部模型之間，返流百分比存在明顯的不同。其中，模型 b 的返流百分比相比于其他的錐度角模型要小，模型 c 的返流百分比較高。而在心搏出量為 7 L 時，模型 b 與模型 c 的返流百分比變化最大，約為 54%。因此，錐度角的大小對返流百分比的變化是存在影響的。較小的錐度角有助于返流百分比的下降，有助于減輕心臟的泵血負擔，減少心臟能量的損失。
有效開口面積是衡量人工心臟瓣膜的重要指標。有效開口面積越大，瓣膜打開程度越高，人工心臟瓣膜的開啟效果越好。本文脈動流實驗得出的不同錐度角主動脈根部模型在心搏出量由 2 L 至 7 L 的增加過程中，對于生物瓣的有效開口面積存在影響。在心搏出量較低的情況下，模型 b 的有效開口面積最大。而在心搏出量較高的情況下，雖然心搏出量為 6 L 時模型 a 的有效開口面積最大，但是其相比模型 c 和模型 d 的有效開口面積增幅很小，且在心搏出量為 5 L 和 7 L 時，模型 c 的有效開口面積最大。由此，本文認為在較高心搏出量的情況時，較大的主動脈竇管交界錐度有利于有效開口面積的增大，而在心搏出量較低的情況時，較小的主動脈竇管交界錐度有利于有效開口面積的增大。在進行瓣膜手術的過程中，應根據患者的實際情況，合理選擇竇管交界錐度尺寸。對于心搏出量較小的患者，建議多考慮較小的竇管交界錐度尺寸。對于心搏出量較高的患者，建議多考慮較大的竇管交界錐度尺寸。合理制定手術方案，有助于瓣膜有效開口面積的增大，從而獲得更好的瓣膜開啟效果。
本文實驗嚴格按照 ISO5840 標準和 Vivitro 脈動流實驗操作規范進行實驗，利用生物瓣膜作為參考，研究竇管交界錐度對于人工心臟瓣膜的影響。Weltert 等[10]認為竇管交界擴張會增加瓣葉的應力，對瓣葉的關閉狀態產生影響。我們[11]前期研究提出竇管交界直徑的變化會改變瓣葉的有效對合，從而影響主動脈瓣關閉性能。本文實驗結果顯示，在不同心搏出量下，不同竇管交界錐度模型之間，生物瓣的跨瓣壓差、返流百分比和有效開口面積均存在差異。竇管交界錐度的變化對人工生物瓣膜的性能參數存在影響，進而會影響瓣膜手術效果。所以對于不同的患者，合理地選擇竇管交界尺寸是十分必要的。本文實驗結果對于竇管交界尺寸的選擇有一定的指導作用，可為臨床手術規劃提供參考。但由于本文采用的是理想模型進行實驗，未考慮冠狀動脈的影響，也沒有完全模擬心臟的真實環境，同時本實驗模型并未考慮主動脈的材料特性，因此可能對實驗結果存在一定的影響，應在后續實驗研究中給予考慮。
4 結論
本文嚴格依據 ISO5840 標準和 Vivitro 脈動流實驗操作規范進行實驗；通過脈動流實驗測量不同主動脈根部竇管交界錐度模型對于人工生物瓣膜性能的影響；利用跨瓣壓差、返流百分比和有效開口面積評價其對生物瓣性能的影響。不同主動脈根部竇管交界錐度模型的跨瓣壓差測量值符合國內標準，均在 10 mm Hg 之內。竇管交界錐度與返流百分比之間是相關聯的。較小的竇管交界錐度有利于返流百分比的下降。不同的竇管交界錐度尺寸對于有效開口面積的變化存在影響。在心搏出量較小的情況下，較小的竇管交界錐度尺寸有利于有效開口面積的增大；在心搏出量較大的情況下，較大的竇管交界錐度尺寸有利于有效開口面積的增大。在臨床手術過程中，對于心搏出量較低的情況，建議多考慮較小的竇管交界錐度；而對于心搏出量較高的情況，建議多考慮較大的竇管交界錐度。
引言
正常的主動脈根部解剖結構對于維持主動脈瓣功能的正常是十分重要的。主動脈根部的任何一部分發生病理改變，均可以導致主動脈瓣功能的異常，引起主動脈瓣病變。竇管交界的尺寸變化會影響到主動脈瓣的關閉功能。在進行大動脈調轉手術的過程中，竇管交界吻合部位容易形成湍流，這種有害的湍流將導致由主動脈吻合部位向主動脈竇延伸的瘤樣擴張，從而致使術后遠期主動脈竇及竇管交界失去正常幾何形態，引發主動脈瓣產生返流[1-2]。臨床上進行大動脈調轉術、主動脈瓣修復術以及瓣膜置換術[3-4]等手術時，對于竇管交界的幾何構型和尺寸選擇，主要是來自于臨床醫生的經驗，而竇管交界尺寸的選擇對于人工主動脈瓣膜關閉性能的影響需要進一步的分析，指導以證據為基礎的手術決策。
近來關于主動脈竇管交界幾何尺寸對主動脈瓣關閉不全的影響，國內外相關學者有了一定的數值模擬研究。Conti 等[5]利用得到的磁共振成像圖像重建得到 10 位正常人的主動脈根部有限元模型，模擬在心動周期中主動脈的運動狀態，提出主動脈的根部、瓣葉和竇部解剖結構的差異是導致不同的主動脈瓣葉應力和應變分布狀態的重要原因。Gharaie 等[6]利用流固耦合的方法研究一種新型聚合物主動脈瓣的血流動力學性能，并認為該方法可以為新型人工心臟瓣膜的設計及優化提供幫助。Haj-Ali 等[7]建立了包括主動脈根部、瓣葉、竇部的流固耦合模型，研究不同竇管交界直徑與瓣環直徑之比對于主動脈瓣血流動力學和瓣葉組織力學的影響。Marom 等[8-9]認為竇管交界直徑和瓣環直徑的改變會造成主動脈的血流動力學情況和瓣葉組織力學狀態的異常。Weltert 等[10]建立了不同的竇管交界直徑與瓣環直徑尺寸比值的主動脈根部模型，研究該變化對于主動脈瓣所產生的影響，并認為竇管交界直徑擴張和瓣環直徑擴張會對瓣葉的關閉狀態產生影響，在制定手術方案時要給予更多的考慮。本團隊[11]建立了 6 種不同竇管交界直徑和竇部直徑尺寸之比的升主動脈竇部的三維有限元模型，提出竇管交界比竇部直徑變化對瓣環直徑的影響更大。這些研究利用數值模擬計算的方法，說明竇管交界的幾何尺寸構型對于主動脈瓣關閉性能存在著重要影響。但是上述數值模擬研究無法獲得主動脈瓣在脈動流狀態下的運動狀態，以及對于衡量瓣膜性能很重要的跨瓣壓差、有效開口面積、返流百分比、通過瓣膜的流量等參數。
N?tzold 等[12]通過體外實驗的方法研究幾種無支架主動脈瓣膜竇管交界擴張與主動脈瓣返流的關系提出，與異種移植物相比，主動脈瓣同種移植物具有較高阻力，可以減小竇管交界直徑擴張產生的返流。湯京龍等[13]利用脈動流實驗裝置研究新型介入瓣膜的適應性，并提出介入瓣的外形、結構、固定方式和手術方法等方面與傳統的心臟瓣膜存在明顯的區別。需根據其自身的特點，采用適當的方法來評價介入瓣膜的性能。Vismara 等[14]使用脈動流裝置研究豬心二尖瓣在內部和外部壓力條件下的血流動力學特性，并認為該方法可以用于研究二尖瓣的生理學和病理學特性。褚銀平等[15]使用脈動流模擬循環裝置對幾種人工機械心臟瓣膜的開啟狀態進行可視化評價，發現人工機械型心臟瓣膜在體外脈動循環模擬狀態下存在瓣膜開啟角度不完全的現象；雙葉型機械瓣在開啟過程中存在開放不同步、瓣膜出現抖動的現象。Maselli 等[16]用體外實驗的方法研究主動脈瓣環和竇管交界直徑尺寸比值的改變對主動脈瓣根部和主動脈瓣功能的影響，提出主動脈瓣再次植入手術中可以通過優化竇管交界尺寸實現對主動脈瓣功能和瓣葉對合性能的優化。上述研究表明離體實驗是一種有效的研究方法。
利用離體實驗可以得出主動脈瓣的血流動力學特征，以及瓣葉的形態變化、瓣葉的關閉時間和關閉狀態等生物力學參數，可以更全面地得到主動脈瓣的血流動力學參數和生物力學參數，如瓣膜壓力、開口面積、返流量等。但是上述實驗研究并沒有模擬不同的心輸出量情況下，不同竇管交界尺寸對于主動脈瓣膜關閉性能的影響。由于心輸出量與患者的年齡、體表面積、身體狀態等因素有關，醫生針對患者的不同情況需要進行個性化的手術規劃，因此模擬在不同心輸出量情況下不同竇管交界尺寸對于人工主動脈瓣膜性能的影響是十分必要的。
針對上述前人研究中存在的問題，本文的主要目的是運用體外脈動流實驗系統，以人工生物瓣膜作為實驗對象，模擬在不同心輸出量的情況下，通過改變竇管交界處的錐度角，研究不同竇管交界直徑對人工主動脈瓣膜性能的影響；通過評價生物瓣膜的有效開口面積、跨瓣壓差和返流百分比，來評價竇管交界不同錐度角對人工生物瓣膜性能的影響，為臨床手術規劃提供依據。
1 方法
1.1 模型制作
利用三維打印快速成型技術，制作竇管交界錐度分別為 0 度（模型 a）、1 度（模型 b）、3 度（模型 c）和 5 度（模型 d）的主動脈根部模型（如圖 1 所示）。模型尺寸如表 1 所示。
圖1
錐度模型示意圖
Figure1.
Model of sinotubular junction taper
表1
錐度模型尺寸
Table1.
Size of sinotubular junction taper model
1.2 人工心臟瓣膜
本文采用 Hancock II 型 31 mm 的生物瓣膜進行脈動流實驗。實驗采用的生物瓣膜尺寸為（31±0.5）mm，孔徑直徑為（28±0.5）mm，縫合環直徑為（41±1）mm。
1.3 脈動流實驗
脈動流實驗主要是用于模擬正常心臟生理條件下，動態地測試人工心臟瓣膜在體內的血流動力學特性，包括在正常生理條件范圍內、不同心搏出量情況下人工心臟瓣膜的功能參數、關閉性能、有效開口面積和動態回流量等數據的測量和計算[17]。體外脈動流模擬測試對于研究人工心臟瓣膜的血流動力學特征和改進人工心臟瓣膜的性能非常重要，所以本研究采用脈動流的實驗方法進行測量。本實驗在脈動流條件下檢測生物瓣膜的各個特征參數，通過對比分析，評價竇管交界錐度角對瓣膜性能參數的影響。參照 GB12279-2008/ISO5840：1996 標準，采用了 Vivitro 脈動流硬件實驗設備 Pulse Duplicator 以及脈動流實驗配套測試軟件 ViviTest[17]。將主動脈根部錐度模型以及生物瓣安裝在 Pulse Duplicator 設備上進行脈動流實驗。將心率設定為 70 次/分，脈動流流動速率分別為 2～7 L/min。在一定脈動流流動速率條件下測試 10 次瓣膜并取其平均值。測試瓣膜的主要參數有：① 跨瓣壓差；② 返流百分比；③ 有效開口面積。
人工心臟瓣膜的跨瓣膜壓差是指血流經過人工瓣膜時，由于瓣口對血流的阻滯作用所產生的壓力階差。它是評價人工心臟瓣膜功能最重要的血流動力學參數之一。在人工心臟瓣膜的研制中，跨瓣壓差的大小直接影響單位時間的過瓣膜血流量，可以反映心臟受到的阻力情況，跨瓣壓差越小越好，接近于零是最理想的[16]。一般認為，正常的跨瓣壓差應小于 40 mm Hg，而國內標準要求跨瓣壓差需小于 10 mm Hg[18-19]。本實驗在 Pulse Duplicator 設備模擬的心室心房和主動脈處分別有壓力測量點，安裝有壓力傳感器。將壓力傳感器采集的壓力數值，傳輸到 ViviTest 軟件中進行處理計算，得到瓣膜的跨瓣壓差。
植入體內的人工心臟瓣膜在開啟和關閉時都存在血液返流的現象。關閉返流量是指人工心臟瓣膜在關閉過程中，主動脈的血液返流回左心室的血流量。在瓣膜關閉狀態下存在的血液返流即為泄漏，是決定人造心臟瓣膜性能的主要指標。血液泄漏可以造成較高的剪切應力，導致呈噴射狀的混合層血流；不僅會引起血細胞的破壞，同時也是血栓形成的原因之一[18]。人工心臟瓣膜的返流量是指關閉返流量與泄漏量之和；而返流量與心輸出量的百分比，則稱為返流百分比。目前認為可以接受的返流百分比為 10%。返流量的增大會增加心臟能量的損失；在滿足體內一定供血量的條件下，會給心臟增加更多的泵血負擔[17]。本實驗在安裝的瓣膜附近設有流量計測量點，利用流量計測量得出瓣膜附近的流量變化；在 ViviTest 軟件中對得到的測量值進行計算處理，得出瓣膜的返流百分比。
由于正常心臟瓣膜的開啟口徑和人工心臟瓣膜瓣葉的瓣環口徑并不相同，所以人工心臟瓣膜的有效開口面積取決于瓣口開啟口徑、壓力差與心臟功能的因素[17]。本文采用的計算有效開口面積的方法為 Gorhn 公式[17]：
| ${\rm{EOA}}\left( {{\rm{c}}{{\rm{m}}^2}} \right){\rm{ = }}\frac{{{Q_{{\rm{rms}}}}}}{{{C_{\rm{d}}}\sqrt {\frac{{\Delta P}}{\rho }} }}$ |
其中 EOA 為有效開口面積， 為均方根流量，ΔP 為平均跨瓣壓差，Cd 為流動常數，ρ 為流體密度。
Gorhn 公式利用壓力與流量進行計算，其值高度依賴于跨瓣壓差和流量[15]。本文根據測量得出的瓣膜附近的流量和跨瓣壓差變化，利用 Gorhn 公式在 ViviTest 軟件中計算處理，得出瓣膜的有效開口面積。
2 結果
2.1 跨瓣壓差
脈動流實驗測出的不同錐度角模型在不同心搏出量條件下的跨瓣壓差如圖 2 所示。同一錐度的主動脈根部模型，在心搏出量逐漸增加的過程中，跨瓣壓差呈現先增大后減小的趨勢。在不同錐度角模型之間，心搏出量為 2～4 L 以及 6 L 時，模型 a 跨瓣壓差最小；在心輸出量為 5 L 和 7 L 時，模型 c 跨瓣壓差最小。所測的跨瓣壓差均小于國內標準要求的 10 mm Hg。在心搏出量為 6 L 時，模型 a 與模型 b 的跨瓣壓差變化最大，約為 25%。
圖2
不同竇管交界錐度模型在不同心搏出量條件下的跨瓣壓差
Figure2.
Transvalvular pressure gradients of the models with different sinotubular junction taper under the condition of different stroke volume
2.2 返流百分比
脈動流實驗測出的不同錐度角模型在不同心搏出量條件下的返流百分比如圖 3 所示。同一錐度的主動脈根部模型，在心搏出量逐漸增加的過程中，返流百分比呈現逐漸減小的趨勢。在不同錐度角模型之間，隨著心搏出量的增加，模型 b 的返流百分比較低，而模型 c 的返流百分比較高。在心搏出量為 7 L 時，模型 b 與模型 c 的返流百分比變化最大，約為 54%。
圖3
不同竇管交界錐度模型在不同心搏出量條件下的返流百分比
Figure3.
Regurgitation fraction of the models with different sinotubular junction taper under the condition of different stroke volume
2.3 有效開口面積
脈動流實驗測出的不同錐度角模型在不同心搏出量下的有效開口面積如圖 4 所示。同一錐度的主動脈根部模型，在心搏出量逐漸增加的過程中，有效開口面積呈現逐漸增加的趨勢。而在不同錐度角模型之間，心搏出量為 2～4 L 時，模型 b 的有效開口面積最高；而在心搏出量為 5 L 和 7 L 時，模型 c 的有效開口面積最高；在心搏出量為 6 L 時模型 a 的有效開口面積最高，其相比模型 c 和模型 d 的有效開口面積分別增大了 1.8% 和 1.5%。
圖4
不同竇管交界錐度模型在不同心搏出量條件下的有效開口面積
Figure4.
Effective valve orifice area of the models with diffe-rent sinotubular junction taper under the condition of different stroke volume
3 討論
跨瓣壓差的變化可以反映瓣膜在心臟內受到阻力的大小。通過跨瓣壓差的分析，可以反映心臟所承受的負擔變化情況。跨瓣壓差越大，流經瓣膜一個單位流量所對應的跨瓣阻力也越大，因而跨瓣的能量損失也越大[20]。本文中不同主動脈根部竇管交界錐度模型的跨瓣壓差測量值均符合國內標準，均在 10 mm Hg 之內。同一錐度角模型，跨瓣壓差隨心搏出量的增加，呈現先增大后減小的趨勢。不同錐度角模型之間，跨瓣壓差有顯著的變化。其中在心搏出量為 6 L 條件下，模型 a 與模型 b 的跨瓣壓差變化最大，約為 25%。這說明在心搏出量一定的條件下，竇管交界錐度與跨瓣壓差的變化是有關系的。不合理的竇管交界錐度可能會導致跨瓣壓差的升高，導致心臟由于瓣膜跨瓣阻力的升高而承受較高的負擔；長期承受較大的負擔，容易誘發瓣膜和心臟發生病變。因此合理的竇管交界錐度有助于維持合理的跨瓣壓差，減小由于其跨瓣阻力過大而對心臟功能造成的影響，并促使人工心臟瓣膜更接近正常主動脈瓣膜的生理狀況，有利于人工心臟瓣膜更好地發揮作用。
對返流百分比而言，返流量增大會增加心臟能量的損失，因此在滿足體內一定供血量的條件下，返流百分比的增大會增加心臟的泵血負擔。合理的返流百分比，可以有效地降低心臟泵血時的能量損失，減輕心臟的負擔，有利于降低由于血液泄漏而產生的剪切應力，降低血栓形成的概率[18-19]。在進行瓣膜手術的過程中，合理地選擇竇管交界錐度尺寸，有利于降低返流百分比，獲得更好的手術效果。本文中，不同錐度角主動脈根部模型之間，返流百分比存在明顯的不同。其中，模型 b 的返流百分比相比于其他的錐度角模型要小，模型 c 的返流百分比較高。而在心搏出量為 7 L 時，模型 b 與模型 c 的返流百分比變化最大，約為 54%。因此，錐度角的大小對返流百分比的變化是存在影響的。較小的錐度角有助于返流百分比的下降，有助于減輕心臟的泵血負擔，減少心臟能量的損失。
有效開口面積是衡量人工心臟瓣膜的重要指標。有效開口面積越大，瓣膜打開程度越高，人工心臟瓣膜的開啟效果越好。本文脈動流實驗得出的不同錐度角主動脈根部模型在心搏出量由 2 L 至 7 L 的增加過程中，對于生物瓣的有效開口面積存在影響。在心搏出量較低的情況下，模型 b 的有效開口面積最大。而在心搏出量較高的情況下，雖然心搏出量為 6 L 時模型 a 的有效開口面積最大，但是其相比模型 c 和模型 d 的有效開口面積增幅很小，且在心搏出量為 5 L 和 7 L 時，模型 c 的有效開口面積最大。由此，本文認為在較高心搏出量的情況時，較大的主動脈竇管交界錐度有利于有效開口面積的增大，而在心搏出量較低的情況時，較小的主動脈竇管交界錐度有利于有效開口面積的增大。在進行瓣膜手術的過程中，應根據患者的實際情況，合理選擇竇管交界錐度尺寸。對于心搏出量較小的患者，建議多考慮較小的竇管交界錐度尺寸。對于心搏出量較高的患者，建議多考慮較大的竇管交界錐度尺寸。合理制定手術方案，有助于瓣膜有效開口面積的增大，從而獲得更好的瓣膜開啟效果。
本文實驗嚴格按照 ISO5840 標準和 Vivitro 脈動流實驗操作規范進行實驗，利用生物瓣膜作為參考，研究竇管交界錐度對于人工心臟瓣膜的影響。Weltert 等[10]認為竇管交界擴張會增加瓣葉的應力，對瓣葉的關閉狀態產生影響。我們[11]前期研究提出竇管交界直徑的變化會改變瓣葉的有效對合，從而影響主動脈瓣關閉性能。本文實驗結果顯示，在不同心搏出量下，不同竇管交界錐度模型之間，生物瓣的跨瓣壓差、返流百分比和有效開口面積均存在差異。竇管交界錐度的變化對人工生物瓣膜的性能參數存在影響，進而會影響瓣膜手術效果。所以對于不同的患者，合理地選擇竇管交界尺寸是十分必要的。本文實驗結果對于竇管交界尺寸的選擇有一定的指導作用，可為臨床手術規劃提供參考。但由于本文采用的是理想模型進行實驗，未考慮冠狀動脈的影響，也沒有完全模擬心臟的真實環境，同時本實驗模型并未考慮主動脈的材料特性，因此可能對實驗結果存在一定的影響，應在后續實驗研究中給予考慮。
4 結論
本文嚴格依據 ISO5840 標準和 Vivitro 脈動流實驗操作規范進行實驗；通過脈動流實驗測量不同主動脈根部竇管交界錐度模型對于人工生物瓣膜性能的影響；利用跨瓣壓差、返流百分比和有效開口面積評價其對生物瓣性能的影響。不同主動脈根部竇管交界錐度模型的跨瓣壓差測量值符合國內標準，均在 10 mm Hg 之內。竇管交界錐度與返流百分比之間是相關聯的。較小的竇管交界錐度有利于返流百分比的下降。不同的竇管交界錐度尺寸對于有效開口面積的變化存在影響。在心搏出量較小的情況下，較小的竇管交界錐度尺寸有利于有效開口面積的增大；在心搏出量較大的情況下，較大的竇管交界錐度尺寸有利于有效開口面積的增大。在臨床手術過程中，對于心搏出量較低的情況，建議多考慮較小的竇管交界錐度；而對于心搏出量較高的情況，建議多考慮較大的竇管交界錐度。
