心臟瓣膜病是一種由風濕熱、先天性畸形、感染或創傷等原因使心臟出現結構性或功能性病變，導致心臟血液動力學異常，最終導致心力衰竭的疾病。植入人工心臟瓣膜已成為治療心臟瓣膜病的主要方式。由于人工心臟瓣膜的結構對瓣葉和支架上的應力分布及相關血液動力學性能起著關鍵作用，在其由機械瓣到生物瓣的發展過程中，其幾何構型在不斷更新改進，向著緊密模仿正常天然心臟瓣膜的幾何特征方向發展。該文總結歸納了人工心臟瓣膜幾何構型的設計歷程，及幾何構型對心臟瓣膜應力和耐用性的影響，分析討論了人工心臟瓣膜所采用的幾何建模的重要參數，及對應建模方法的發展，以為人工瓣膜的仿生優化設計提供參考和新思路。
引用本文： 李依璟, 陳宇, 李濤, 周靜媛, 熊艷. 人工心臟瓣膜幾何構型設計研究進展. 華西醫學, 2023, 38(9): 1405-1410. doi: 10.7507/1002-0179.202301038 復制
心臟瓣膜病是一種常見的心臟疾病，因風濕熱、先天畸形、感染或創傷引起心臟瓣膜結構或功能問題，從而導致心力衰竭。人口老齡化加劇使心臟瓣膜病的發病率升高，藥物治療無法阻止病變瓣膜引起的機械性功能障礙。由于介入治療取得重大進展，心臟瓣膜病的治療有了重大突破，每年的瓣膜置換手術持續增多，預計到 2050 年全球植入數量將達 85 萬例[1]。最常用的人工心臟瓣膜有機械瓣和生物瓣，機械瓣使用時間長但需終身服用抗凝藥，且存在出血和栓塞風險；而生物瓣瓣源充足，尺寸多樣，無需長期抗凝，但使用時間較短[2]。
目前，人工心臟瓣膜仍有疲勞破損、免疫相容性、血液相容性、重塑和生長能力等問題，提高人工心臟瓣膜在體內的耐久性是心臟瓣膜研究領域追求的目標，心臟瓣膜結構在心臟功能過程中產生的機械應力以及在心臟跳動周期中產生的流動應力是造成瓣膜疾病的重要原因。研究顯示，心臟瓣膜每天開關超過 10 萬次[3]，在一個心臟跳動周期中，瓣葉會經歷復雜的變形，瓣葉的幾何構型會直接影響心臟瓣膜的性能和耐用性，如過度機械應力會導致瓣葉結構損傷、鈣化，還會影響瓣膜開閉效率和壓力，從而導致瓣膜損壞。人工心臟瓣膜的三維幾何構型的設計及參數的選擇在人工心臟瓣膜的力學性能（開口面積、應力分布、反流比等）和耐久性研究中起著十分重要的作用[4]。有研究對聚合物心臟瓣膜開發中的機械考慮因素進行了探索，重點討論了聚合物的機械測試、瓣膜幾何形狀和制造方法[5]。因此，本文對心臟瓣膜的幾何構型發展及建模技術進行了全面概述，并討論了建模的設計過程和要點，詳細介紹了每種設計所存在的優點和缺點，以為后續人工心臟瓣膜設計的研究提供參考。
1 人工心臟瓣膜幾何構型的發展
心臟瓣膜構型一直是影響心血管醫學發展的最重要因素之一。各國持續對心臟瓣膜的設計、材料和技術進行了深入研究。目前人工心臟瓣膜主要分為機械瓣（包括籠球瓣、籠碟瓣、斜碟瓣、雙碟瓣）、生物瓣（同種生物瓣和異種生物瓣）、介入瓣（球囊擴張式和自膨脹式）和組織工程瓣。
人工機械瓣膜經歷了籠球瓣、籠碟瓣、斜碟瓣及雙葉碟瓣四代的變遷。1960 年，第一個商用的人工機械瓣膜——籠球瓣由外科醫生 Starr 通過外科手術植入主動脈瓣，它由籠狀瓣架、四根瓣柱和球狀瓣葉 3 個部分組成。1962 年，出現了第 2 代較籠球瓣更為先進的一種人工機械瓣膜——籠碟瓣，其結構為塞式中心碟片，其瓣葉為透鏡狀碟片。1969 年，Bjork-Shiley 設計了斜碟瓣，其瓣葉為碟形，由鉸鏈結構懸夾在瓣環內，碟片開放時向側傾斜。到了 20 世紀 80 年代，機械瓣設計有了新進展，即在瓣葉構型上發生了改變，由原來的單葉變成了雙葉結構，形成了雙碟膜，其構型為在圓形瓣環內有 2 個半圓片狀瓣葉，每個瓣葉基底兩端各有一個軸與瓣環內相應處的槽構成鉸鏈，可自由開關。
雖然機械瓣膜以其卓越的耐久性占據市場上的主導地位，但其非生理性瓣膜幾何構型的異物表面導致患者血栓形成風險增加[6]，且其抗感染能力和生物相容性仍不理想，會造成血細胞破壞及栓塞事件，患者需要長期使用抗凝劑，因此大量研究人員結合生物化學、機械工程和生物學知識開始了對以生物組織為原料的生物瓣膜的研究。
1968 年，Carpentier 設計的戊二醛高壓固定生物瓣膜，標志著第 1 代生物瓣膜開始廣泛應用于臨床。經過大量研究和實驗，第 2 代和第 3 代人工生物瓣膜也很快用于臨床治療中。生物瓣的瓣葉構型設計在于通過選擇若干表示心臟瓣膜特征的幾何參數，例如瓣高、接合部分的半徑、底面角、瓣環半徑等，進行數據設定，以達到讓瓣葉構型最接近天然心臟瓣膜的目的。由于生物瓣選擇了豬主動脈瓣和牛心包瓣作為材料，克服了機械瓣膜存在的血栓形成問題，具有更好的生理學特征，減少了抗凝治療的需要[7]。
Cribier 等[8]實施了世界第 1 例經導管主動脈瓣置換術，正式拉開心臟瓣膜介入時代的序幕。介入瓣根據打開方式不同，可分為球囊擴張式和自膨脹式。球囊擴張式瓣膜需先在體外被機械性壓縮在輸送系統上，送到預定位置后撐開并固定；自膨脹式瓣膜支架的主要材質為記憶合金，在低溫下會卷縮為動脈直徑大小，當被血液加熱到人體溫度時即釋放瓣膜。介入瓣主要由瓣架和生物材料瓣葉組成，其瓣葉的幾何構型如瓣葉高度、徑向曲線形狀等參數會影響瓣葉構型，從而影響瓣膜的力學性能。
由于生物瓣強度較差，耐久性較短，研究人員開始尋找生物瓣的替代材料，以此來提高人工瓣膜的使用壽命。美國 Foldax 是最早將組織工程瓣推進到臨床的公司，目前其開發的組織工程瓣正在進行臨床試驗。組織工程瓣有著良好的自我修復、重建能力，可以克服目前人工心臟瓣膜的各種缺點，但目前仍面臨著需要平衡材料的耐久性和生物相容性，解決組織工程瓣膜疲勞退化的問題，以提高其壽命。目前市場上已有的組織工程瓣的構型仍以盡量擬合天然心臟瓣膜為主要要求，結構上由瓣架和瓣葉組成，且瓣葉多為三葉。
2 人工心臟瓣膜幾何構型設計
幾何構型對瓣葉和支架上的應力分布具有重要作用，可能會導致瓣膜組織鈣化和結構失效，還可能會導致瓣膜開啟和關閉效率低下以及開啟壓力高，因此瓣葉的幾何構型在人工心臟瓣膜的設計中尤為重要。心臟瓣膜瓣葉幾何構型的參數化設計最早可以追溯到 1977 年，隨著建模和計算機技術發展，研究人員不斷提出新的研究方法，瓣膜的構型和建模方法也在不斷更替，以達到所設計的瓣膜滿足力學性能良好且耐久性好的目的。根據瓣膜結構中瓣葉構型的重要特性，人工心臟瓣膜設計要點主要包括瓣葉構型幾何參數、周向/徑向曲線參數、瓣數、厚度等方面（表1[9-23]）。
表1
人工心臟瓣膜瓣葉構型分類總結
2.1 瓣葉幾何參數
心臟瓣膜瓣葉幾何構型的參數化設計最早由 Ghista 等[9]提出，其提出了一種基于優化設計分析的 AVCOTHANE-51 瓣葉的研制。在瓣膜設計中主要規定了瓣膜中心和底部的夾角θ1 和 2 個縫合邊的夾角θ2 的取值范圍，以此來確定最佳的瓣葉構型。該設計滿足了平滑沖洗和最小瓣葉應力的設計標準，所提出的 2 種最佳設計已在體外測試中進行了超過 3.5 億次循環。
Thubrikar[10]將瓣葉設計為錐體與傾斜平面的交接面，選取了瓣架半徑 Rb、縫合邊半徑 RC、瓣葉高度 H、連合部分高度 HS、瓣葉與瓣架的夾角β、瓣葉舒張和收縮期的夾角θ、最小連合高度 XS、收縮期瓣葉長度 Ld、舒張期瓣葉長度 LS 這 9 個參數，以此尋找瓣葉最佳的幾何構型。該研究定義的幾何構型參數標準以保證瓣葉的適當密封、最大限度地減少死腔、消除瓣葉中的褶皺并最大限度減少瓣葉屈曲[24]，是早期較為全面將幾何參數引入瓣膜構型設計的研究。
Smuts 等[11]在 Thubrikar[10]構型基礎上提出一種新設計，在原有 9 個參數的基礎上，將瓣膜的縫合邊設計為豎直向下的平面，使瓣膜在底部無明顯雙曲線形狀，新增了瓣葉底部到心臟瓣膜中心點的距離 RAC 和心臟瓣膜處于收縮期時中心點高度 Le 這 2 個參數，讓瓣膜構型更加符合研究者的設計。
Burriesci 等[12]提出了一種新型聚合物瓣膜的設計。該瓣膜設計選擇了瓣葉高度 h、瓣葉傾斜角β、連接點距離 s、心臟瓣膜軸反射角φ、心臟瓣膜半徑反射角θ等參數。與之前的設計不同，為避免 3 個瓣葉相互交錯，該設計在 3 個瓣葉相交的部分采用相對于瓣膜中心向外凸起的設計，確保了開口面積，同時最大限度地減少了對向前流動的阻力，心室能量的損失、反流，及對血細胞的損害與隨之而來的血栓形成[25]。在該研究中，其將 University of Strathclyd 研究小組所設計的瓣膜作為對照組，發現瓣膜在流體動力和結構性能方面均優于對照組[13]。
2.2 瓣葉周向/徑向曲線參數
一種名為“alpharabola”的新型瓣膜，是一種瓣葉曲率半徑從自由邊緣處的瓣葉中心向瓣膜底部和瓣葉周邊增加的瓣膜[14]。但在后續研究中發現，該設計在連合區域的瓣葉之間存在一個很大的間隙，導致瓣葉在關閉期間形成反流[13]。英國 University of Strathclyde 研究小組提出了一種由球面與截斷的圓錐面相切連接而形成的瓣膜[13]，研究表明該瓣膜具有良好的流體力學性能和耐用性[12，26]。
Jiang 等[15]為了近似模擬自然心臟瓣膜表面的復雜形狀，提出了一種新型的整體式三尖瓣設計，給出了 2 種不同的幾何構型：① 自由邊為雙曲線的構型；② 自由邊為 2 條直線和圓弧組合的曲線的構型。2 種構型的瓣葉都通過控制參數漸近線的斜率 b/a、兩連合邊的間隙 L、3 條自由邊之間的開口面積 g 的值來獲取最佳瓣葉構型。但這種設計方法存在很多問題，如 2 個相鄰瓣葉之間存在間隙以及心臟瓣膜中心的頂點開口相對較大，可能導致 2 個相鄰瓣葉之間的不平行接觸，進而影響瓣膜的性能[24]。由此，Gharaie 等[16]在 Jiang 等[15]的設計上進行改進，周向曲線仍采用雙曲線形狀，徑向曲線則將心臟瓣膜病患者的心臟瓣膜結構進行幾何分析提取，將提取到的數據用于人工瓣膜幾何構型的設計，讓人工瓣膜更加貼合患者的真實情況。
Lavon 等[17]提出了一種用于生物力學建模的天然主動脈瓣和根部的三維幾何參數方法，用 3 條獨立的參數曲線對瓣葉進行了描述，2 條用于描述尖端，1 條用于描述竇部。該方法在定量表示天然心臟瓣膜結構方面非常有效，可以促進幾何參數對心臟瓣膜構型影響的定量研究。
Dehparvar 等[18]研究了瓣葉徑向曲線曲率和角度對瓣膜構型的影響，其設計了 4 種瓣葉構型：L1 為 40°、L2 為 50°、L3 具有圓形曲率、L4 具有拋物線曲率，通過這 4 個模型的仿真以提供有關曲率和斜率對人工心臟瓣膜性能指標影響的見解。其發現瓣葉徑向曲線具有更大坡度，同時更接近線性時，瓣膜有更大的開口面積和更小的應力值。
Xu 等[19]提出了一個新的框架，用于設計人工心臟瓣膜，使用參數化設計平臺選取關鍵的指標對瓣膜的幾何構型進行設計。研究人員通過患者主動脈瓣根部的幾何構型選擇 9 個關鍵點以確定瓣葉和竇的連接，對瓣葉自由邊緣和徑向曲線進行參數化，以獲得平滑的 B 樣條。
Abbasi 等[20]開發了一種幾何自動優化框架，選擇 2 條二階非均勻有理 B 樣條曲線，分別表示瓣葉的附著邊和徑向曲線，對瓣葉構型進行參數化設計，以減少生理負荷條件下瓣葉的應力。
Gulbulak 等[21]研究了基本曲線對幾何孔面積和接合面積的影響。該研究中，瓣葉的幾何構型由附著曲線、自由邊和腹部曲線表示，研究發現幾何孔口面積受附著曲線和腹部曲線 2 個控制點的影響。
2.3 瓣葉數量
Jermihov 等[22]討論了 4 種瓣膜設計：Ⅰ型，3 個畸形的瓣葉，一半是正常二尖瓣，另一半由 2 個瓣葉尺寸比正常小的瓣葉組成；Ⅱ型，正常二尖瓣；Ⅲ型，在正常三尖瓣的基礎上將其中 2 個瓣葉連合起來；Ⅳ型，在Ⅲ型基礎上，在 2 個瓣葉的連接部分添加更堅硬的材料，使其有更大強度。其研究表明，瓣葉應變和應力會隨著瓣葉構型的變化而發生較大變化，且幾何構型的變化可能是心臟瓣膜病患者經常出現的鈣化性狹窄的潛在危險因素。
2.4 瓣葉厚度
Claiborne 等[23]設計了一種厚度不均勻的新型瓣膜。瓣葉的徑向橫截面輪廓厚度從均勻變為非均勻，研究計算出較高或較低的應力區域，分別對其厚度進行加厚或減薄處理，瓣葉的形狀從圓柱形變為半球形。
2.5 小結
瓣葉幾何構型在人工心臟瓣膜的結構和血流動力學性能中起著關鍵作用。瓣葉上過大的機械應力會加速組織退化，降低瓣膜長期耐久性。研究表明，生物瓣瓣葉上的機械應力可能與瓣葉退化有關[27-30]。人工生物心臟瓣膜組織破裂區域與瓣葉上的過度機械應力間存在相關性[31]，最小化生物人工心臟瓣膜瓣葉中的峰值應力瓣膜對于最大化組織心臟瓣膜長期耐久性非常重要[32]。因此，瓣膜幾何構型對瓣膜峰值應力影響的研究有重要意義[19，32-33]。
三葉式主動脈瓣（tricuspid aortic valve, TAV）瓣葉上增加的機械應力可能會加速組織退化和降低瓣膜長期耐久性。除瓣葉幾何構型外，TAV 卷曲[34]和不完全經導管主動脈瓣擴張[20]等因素也可能會影響 TAV 的長期耐久性。
3 人工心臟瓣膜的建模方法
為了更好地模擬出真實心臟瓣膜的幾何構型，心臟瓣膜構型的研究重點從一開始引入繁多且計算復雜的設計參數[10]，到用已知參數方程的幾何曲線作為瓣葉結構的周向自由邊和徑向曲線[16，18，26]，到利用 CAD 建模軟件和程序腳本的組合使用[35]建立瓣膜幾何構型，再到利用機器學習和深度學習算法[36]對瓣膜幾何構型進行設計分析，這些方法的使用給瓣膜的構型設計研究帶來了重大的進展。
3.1 CAD 軟件構建模型
早期研究人員在設計瓣膜幾何構型時，未考慮主動脈竇對瓣膜設計的影響，僅采用 CAD 軟件構建模型，如 Kouhi 等[37]通過繪制符合要求參數的周向自由邊形狀的曲線和徑向曲線來構造瓣膜的線條構型，再采用放樣的方式建立通過 2 條曲線的曲面。
3.2 醫學影像建模軟件和 CAD 建模軟件的同時使用
隨著醫學影像軟件技術發展，醫學影像可真實反映瓣膜結構，通過計算機斷層掃描可快速獲取數據集，并可進行 3D 模型的顯示和重建，使心臟瓣膜模型更加貼合真實情況。此外醫學影像可真實的再現心臟瓣膜病患者的患病情況，能讓醫生提前進行臨床評估、手術風險分析及可行性評估[38]。該建模方法主要應用在需要考慮主動脈根部形狀對瓣膜構型設計的影響或需要獲取原始心臟瓣膜形狀的研究中。Auricchio 等[39]的建模過程包括 2 個主要步驟：① 使用醫學影像建模軟件對 DICOM 圖像進行處理，獲得主動脈根部的 CAD 模型；② 利用 CAD 軟件建立了瓣膜的參數化 CAD 模型。Mohammadi 等[24]通過醫學影像技術的掃描系統繪制三葉生物瓣的瓣葉幾何構型，基于 Jiang 等[15]使用的方程導出必要控制點。通過增減控制點的方式使瓣膜構型接近于最開始生成生物瓣的構型，利用貝塞爾曲面生成瓣葉，通過重定位、刪除或插值貝塞爾曲線控制點的反復試驗，作為曲面的最終細化，調整得到高質量曲面。
3.3 通過參數化設計平臺建立瓣膜構型
基于參數化設計平臺可輸入不同設計參數集，簡便有效地生成新的適合分析的幾何形狀。Hsu 等[32]通過建立一個交互式的，使用 3 個 3 次 T 樣條曲面建模，利用參數輸入構建 NURBS 曲線定義瓣葉構型，并建立 NURBS 曲面，后對多塊 NURBS 曲面幾何進行重新參數化，以創建 T 樣條曲面幾何，通過調整參數，生成不同的幾何構型，便于后續分析。
3.4 CAD 建模軟件配合程序腳本的使用
目前較為主流的方法是將程序腳本和 CAD 建模軟件同時使用，該方法可以使瓣葉構型更為精確。如 Gaetano 等[35]先利用 CAD 建模軟件創建曲線幾何構型，再利用程序對所創建的曲線構型進行擬合從而得到滿足參數的瓣葉曲面構型。Abbasi 等[20]利用 MATLAB 生成曲線，并將生成的曲線導入 SolidWorks 再利用“填充曲面”命令生成曲面構型，然后使用 ABAQUS Python 腳本，將瓣葉幾何體導入 ABAQUS 創建有限元模型。
3.5 結合機器學習和深度學習算法進行模型構建
Balu 等[36]首次將機器學習和深度學習算法引入到瓣膜的設計中，研究人員提出了一個基于深度學習的卷積自動編碼器架構（簡稱 DLFEA），能直接從輸入的心臟瓣膜幾何形狀預測分析輸出結果。該深度學習的框架可避免耗時的生物力學模擬，同時以高保真度預測瓣膜變形。該方法的提出是瓣膜構型建模方法上的一次突破性進展，也是未來人工瓣膜構型設計及建模研究的重要方向。
4 應用
目前，新型瓣膜開發階段主要通過耗時且昂貴的臺式測試或動物植入研究來評估新的人工瓣膜。隨著有限元分析技術快速發展，研究人員可利用計算機模擬技術，在原型開發前加快可植入設備的初始設計，減少對正在開發的設備進行功能評估的動物實驗，為人工心臟瓣膜的評估提供了有效手段。
有限元計算分析需要復雜的數值建模和仿真過程。為了達到與人體血流環境相同的情況以及測試出能夠滿足要求的最優人工心臟瓣膜的三維幾何構型的設計及建模參數的選擇在其中起著十分重要的作用。在人工心臟瓣膜的建模中，特征參數的選擇保證了瓣膜具有準確的幾何構型，因此，在人工心臟瓣膜的研發過程中，引入數值建模和分析手段可以為生物瓣膜的耐久性提供定性和定量的見解，有助于支持和加速心臟瓣膜幾何構型仿生優化設計的發展。基于幾何構型的心臟瓣膜動力學詳細分析，對于深入理解心臟瓣膜的復雜功能、瓣膜疾病的發病機制、先天性畸形瓣膜動力學的變化及與瓣膜置換相關的問題至關重要。此外，在正常人體生理功能和疾病狀態的病因研究、手術和介入治療規劃，以及人工植入物的設計和評估方面，心臟瓣膜幾何構型也扮演著日益重要的角色。
5 小結
由于天然生物瓣膜在結構和力學性能上有天然優勢，理想的人工心臟瓣膜替代物應緊密模仿正常天然心臟瓣膜特征[1]。這要求瓣膜設計的幾何形狀盡可能與天然瓣膜的幾何形狀匹配，減少瓣葉應力設計能延長瓣膜使用壽命。但由于天然瓣膜結構的復雜性，目前人工心臟瓣膜構型設計中，采用不同建模方式和參數選擇所形成的瓣膜還不能完全真實模擬天然瓣膜結構。這還需選擇不同的幾何參數進行大量構型設計，再通過與數值模擬相結合的方法，才能達到設計出符合要求的人工心臟瓣膜的目標。選擇不同的參數再形成具有曲面形態的瓣膜構型，這一重復繁雜的過程可通過參數化設計平臺建立實現，參數化設計平臺將會對人工瓣膜幾何構型的設計提供快速便捷的方式，從而提高建模效率。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。
心臟瓣膜病是一種常見的心臟疾病，因風濕熱、先天畸形、感染或創傷引起心臟瓣膜結構或功能問題，從而導致心力衰竭。人口老齡化加劇使心臟瓣膜病的發病率升高，藥物治療無法阻止病變瓣膜引起的機械性功能障礙。由于介入治療取得重大進展，心臟瓣膜病的治療有了重大突破，每年的瓣膜置換手術持續增多，預計到 2050 年全球植入數量將達 85 萬例[1]。最常用的人工心臟瓣膜有機械瓣和生物瓣，機械瓣使用時間長但需終身服用抗凝藥，且存在出血和栓塞風險；而生物瓣瓣源充足，尺寸多樣，無需長期抗凝，但使用時間較短[2]。
目前，人工心臟瓣膜仍有疲勞破損、免疫相容性、血液相容性、重塑和生長能力等問題，提高人工心臟瓣膜在體內的耐久性是心臟瓣膜研究領域追求的目標，心臟瓣膜結構在心臟功能過程中產生的機械應力以及在心臟跳動周期中產生的流動應力是造成瓣膜疾病的重要原因。研究顯示，心臟瓣膜每天開關超過 10 萬次[3]，在一個心臟跳動周期中，瓣葉會經歷復雜的變形，瓣葉的幾何構型會直接影響心臟瓣膜的性能和耐用性，如過度機械應力會導致瓣葉結構損傷、鈣化，還會影響瓣膜開閉效率和壓力，從而導致瓣膜損壞。人工心臟瓣膜的三維幾何構型的設計及參數的選擇在人工心臟瓣膜的力學性能（開口面積、應力分布、反流比等）和耐久性研究中起著十分重要的作用[4]。有研究對聚合物心臟瓣膜開發中的機械考慮因素進行了探索，重點討論了聚合物的機械測試、瓣膜幾何形狀和制造方法[5]。因此，本文對心臟瓣膜的幾何構型發展及建模技術進行了全面概述，并討論了建模的設計過程和要點，詳細介紹了每種設計所存在的優點和缺點，以為后續人工心臟瓣膜設計的研究提供參考。
1 人工心臟瓣膜幾何構型的發展
心臟瓣膜構型一直是影響心血管醫學發展的最重要因素之一。各國持續對心臟瓣膜的設計、材料和技術進行了深入研究。目前人工心臟瓣膜主要分為機械瓣（包括籠球瓣、籠碟瓣、斜碟瓣、雙碟瓣）、生物瓣（同種生物瓣和異種生物瓣）、介入瓣（球囊擴張式和自膨脹式）和組織工程瓣。
人工機械瓣膜經歷了籠球瓣、籠碟瓣、斜碟瓣及雙葉碟瓣四代的變遷。1960 年，第一個商用的人工機械瓣膜——籠球瓣由外科醫生 Starr 通過外科手術植入主動脈瓣，它由籠狀瓣架、四根瓣柱和球狀瓣葉 3 個部分組成。1962 年，出現了第 2 代較籠球瓣更為先進的一種人工機械瓣膜——籠碟瓣，其結構為塞式中心碟片，其瓣葉為透鏡狀碟片。1969 年，Bjork-Shiley 設計了斜碟瓣，其瓣葉為碟形，由鉸鏈結構懸夾在瓣環內，碟片開放時向側傾斜。到了 20 世紀 80 年代，機械瓣設計有了新進展，即在瓣葉構型上發生了改變，由原來的單葉變成了雙葉結構，形成了雙碟膜，其構型為在圓形瓣環內有 2 個半圓片狀瓣葉，每個瓣葉基底兩端各有一個軸與瓣環內相應處的槽構成鉸鏈，可自由開關。
雖然機械瓣膜以其卓越的耐久性占據市場上的主導地位，但其非生理性瓣膜幾何構型的異物表面導致患者血栓形成風險增加[6]，且其抗感染能力和生物相容性仍不理想，會造成血細胞破壞及栓塞事件，患者需要長期使用抗凝劑，因此大量研究人員結合生物化學、機械工程和生物學知識開始了對以生物組織為原料的生物瓣膜的研究。
1968 年，Carpentier 設計的戊二醛高壓固定生物瓣膜，標志著第 1 代生物瓣膜開始廣泛應用于臨床。經過大量研究和實驗，第 2 代和第 3 代人工生物瓣膜也很快用于臨床治療中。生物瓣的瓣葉構型設計在于通過選擇若干表示心臟瓣膜特征的幾何參數，例如瓣高、接合部分的半徑、底面角、瓣環半徑等，進行數據設定，以達到讓瓣葉構型最接近天然心臟瓣膜的目的。由于生物瓣選擇了豬主動脈瓣和牛心包瓣作為材料，克服了機械瓣膜存在的血栓形成問題，具有更好的生理學特征，減少了抗凝治療的需要[7]。
Cribier 等[8]實施了世界第 1 例經導管主動脈瓣置換術，正式拉開心臟瓣膜介入時代的序幕。介入瓣根據打開方式不同，可分為球囊擴張式和自膨脹式。球囊擴張式瓣膜需先在體外被機械性壓縮在輸送系統上，送到預定位置后撐開并固定；自膨脹式瓣膜支架的主要材質為記憶合金，在低溫下會卷縮為動脈直徑大小，當被血液加熱到人體溫度時即釋放瓣膜。介入瓣主要由瓣架和生物材料瓣葉組成，其瓣葉的幾何構型如瓣葉高度、徑向曲線形狀等參數會影響瓣葉構型，從而影響瓣膜的力學性能。
由于生物瓣強度較差，耐久性較短，研究人員開始尋找生物瓣的替代材料，以此來提高人工瓣膜的使用壽命。美國 Foldax 是最早將組織工程瓣推進到臨床的公司，目前其開發的組織工程瓣正在進行臨床試驗。組織工程瓣有著良好的自我修復、重建能力，可以克服目前人工心臟瓣膜的各種缺點，但目前仍面臨著需要平衡材料的耐久性和生物相容性，解決組織工程瓣膜疲勞退化的問題，以提高其壽命。目前市場上已有的組織工程瓣的構型仍以盡量擬合天然心臟瓣膜為主要要求，結構上由瓣架和瓣葉組成，且瓣葉多為三葉。
2 人工心臟瓣膜幾何構型設計
幾何構型對瓣葉和支架上的應力分布具有重要作用，可能會導致瓣膜組織鈣化和結構失效，還可能會導致瓣膜開啟和關閉效率低下以及開啟壓力高，因此瓣葉的幾何構型在人工心臟瓣膜的設計中尤為重要。心臟瓣膜瓣葉幾何構型的參數化設計最早可以追溯到 1977 年，隨著建模和計算機技術發展，研究人員不斷提出新的研究方法，瓣膜的構型和建模方法也在不斷更替，以達到所設計的瓣膜滿足力學性能良好且耐久性好的目的。根據瓣膜結構中瓣葉構型的重要特性，人工心臟瓣膜設計要點主要包括瓣葉構型幾何參數、周向/徑向曲線參數、瓣數、厚度等方面（表1[9-23]）。
表1
人工心臟瓣膜瓣葉構型分類總結
2.1 瓣葉幾何參數
心臟瓣膜瓣葉幾何構型的參數化設計最早由 Ghista 等[9]提出，其提出了一種基于優化設計分析的 AVCOTHANE-51 瓣葉的研制。在瓣膜設計中主要規定了瓣膜中心和底部的夾角θ1 和 2 個縫合邊的夾角θ2 的取值范圍，以此來確定最佳的瓣葉構型。該設計滿足了平滑沖洗和最小瓣葉應力的設計標準，所提出的 2 種最佳設計已在體外測試中進行了超過 3.5 億次循環。
Thubrikar[10]將瓣葉設計為錐體與傾斜平面的交接面，選取了瓣架半徑 Rb、縫合邊半徑 RC、瓣葉高度 H、連合部分高度 HS、瓣葉與瓣架的夾角β、瓣葉舒張和收縮期的夾角θ、最小連合高度 XS、收縮期瓣葉長度 Ld、舒張期瓣葉長度 LS 這 9 個參數，以此尋找瓣葉最佳的幾何構型。該研究定義的幾何構型參數標準以保證瓣葉的適當密封、最大限度地減少死腔、消除瓣葉中的褶皺并最大限度減少瓣葉屈曲[24]，是早期較為全面將幾何參數引入瓣膜構型設計的研究。
Smuts 等[11]在 Thubrikar[10]構型基礎上提出一種新設計，在原有 9 個參數的基礎上，將瓣膜的縫合邊設計為豎直向下的平面，使瓣膜在底部無明顯雙曲線形狀，新增了瓣葉底部到心臟瓣膜中心點的距離 RAC 和心臟瓣膜處于收縮期時中心點高度 Le 這 2 個參數，讓瓣膜構型更加符合研究者的設計。
Burriesci 等[12]提出了一種新型聚合物瓣膜的設計。該瓣膜設計選擇了瓣葉高度 h、瓣葉傾斜角β、連接點距離 s、心臟瓣膜軸反射角φ、心臟瓣膜半徑反射角θ等參數。與之前的設計不同，為避免 3 個瓣葉相互交錯，該設計在 3 個瓣葉相交的部分采用相對于瓣膜中心向外凸起的設計，確保了開口面積，同時最大限度地減少了對向前流動的阻力，心室能量的損失、反流，及對血細胞的損害與隨之而來的血栓形成[25]。在該研究中，其將 University of Strathclyd 研究小組所設計的瓣膜作為對照組，發現瓣膜在流體動力和結構性能方面均優于對照組[13]。
2.2 瓣葉周向/徑向曲線參數
一種名為“alpharabola”的新型瓣膜，是一種瓣葉曲率半徑從自由邊緣處的瓣葉中心向瓣膜底部和瓣葉周邊增加的瓣膜[14]。但在后續研究中發現，該設計在連合區域的瓣葉之間存在一個很大的間隙，導致瓣葉在關閉期間形成反流[13]。英國 University of Strathclyde 研究小組提出了一種由球面與截斷的圓錐面相切連接而形成的瓣膜[13]，研究表明該瓣膜具有良好的流體力學性能和耐用性[12，26]。
Jiang 等[15]為了近似模擬自然心臟瓣膜表面的復雜形狀，提出了一種新型的整體式三尖瓣設計，給出了 2 種不同的幾何構型：① 自由邊為雙曲線的構型；② 自由邊為 2 條直線和圓弧組合的曲線的構型。2 種構型的瓣葉都通過控制參數漸近線的斜率 b/a、兩連合邊的間隙 L、3 條自由邊之間的開口面積 g 的值來獲取最佳瓣葉構型。但這種設計方法存在很多問題，如 2 個相鄰瓣葉之間存在間隙以及心臟瓣膜中心的頂點開口相對較大，可能導致 2 個相鄰瓣葉之間的不平行接觸，進而影響瓣膜的性能[24]。由此，Gharaie 等[16]在 Jiang 等[15]的設計上進行改進，周向曲線仍采用雙曲線形狀，徑向曲線則將心臟瓣膜病患者的心臟瓣膜結構進行幾何分析提取，將提取到的數據用于人工瓣膜幾何構型的設計，讓人工瓣膜更加貼合患者的真實情況。
Lavon 等[17]提出了一種用于生物力學建模的天然主動脈瓣和根部的三維幾何參數方法，用 3 條獨立的參數曲線對瓣葉進行了描述，2 條用于描述尖端，1 條用于描述竇部。該方法在定量表示天然心臟瓣膜結構方面非常有效，可以促進幾何參數對心臟瓣膜構型影響的定量研究。
Dehparvar 等[18]研究了瓣葉徑向曲線曲率和角度對瓣膜構型的影響，其設計了 4 種瓣葉構型：L1 為 40°、L2 為 50°、L3 具有圓形曲率、L4 具有拋物線曲率，通過這 4 個模型的仿真以提供有關曲率和斜率對人工心臟瓣膜性能指標影響的見解。其發現瓣葉徑向曲線具有更大坡度，同時更接近線性時，瓣膜有更大的開口面積和更小的應力值。
Xu 等[19]提出了一個新的框架，用于設計人工心臟瓣膜，使用參數化設計平臺選取關鍵的指標對瓣膜的幾何構型進行設計。研究人員通過患者主動脈瓣根部的幾何構型選擇 9 個關鍵點以確定瓣葉和竇的連接，對瓣葉自由邊緣和徑向曲線進行參數化，以獲得平滑的 B 樣條。
Abbasi 等[20]開發了一種幾何自動優化框架，選擇 2 條二階非均勻有理 B 樣條曲線，分別表示瓣葉的附著邊和徑向曲線，對瓣葉構型進行參數化設計，以減少生理負荷條件下瓣葉的應力。
Gulbulak 等[21]研究了基本曲線對幾何孔面積和接合面積的影響。該研究中，瓣葉的幾何構型由附著曲線、自由邊和腹部曲線表示，研究發現幾何孔口面積受附著曲線和腹部曲線 2 個控制點的影響。
2.3 瓣葉數量
Jermihov 等[22]討論了 4 種瓣膜設計：Ⅰ型，3 個畸形的瓣葉，一半是正常二尖瓣，另一半由 2 個瓣葉尺寸比正常小的瓣葉組成；Ⅱ型，正常二尖瓣；Ⅲ型，在正常三尖瓣的基礎上將其中 2 個瓣葉連合起來；Ⅳ型，在Ⅲ型基礎上，在 2 個瓣葉的連接部分添加更堅硬的材料，使其有更大強度。其研究表明，瓣葉應變和應力會隨著瓣葉構型的變化而發生較大變化，且幾何構型的變化可能是心臟瓣膜病患者經常出現的鈣化性狹窄的潛在危險因素。
2.4 瓣葉厚度
Claiborne 等[23]設計了一種厚度不均勻的新型瓣膜。瓣葉的徑向橫截面輪廓厚度從均勻變為非均勻，研究計算出較高或較低的應力區域，分別對其厚度進行加厚或減薄處理，瓣葉的形狀從圓柱形變為半球形。
2.5 小結
瓣葉幾何構型在人工心臟瓣膜的結構和血流動力學性能中起著關鍵作用。瓣葉上過大的機械應力會加速組織退化，降低瓣膜長期耐久性。研究表明，生物瓣瓣葉上的機械應力可能與瓣葉退化有關[27-30]。人工生物心臟瓣膜組織破裂區域與瓣葉上的過度機械應力間存在相關性[31]，最小化生物人工心臟瓣膜瓣葉中的峰值應力瓣膜對于最大化組織心臟瓣膜長期耐久性非常重要[32]。因此，瓣膜幾何構型對瓣膜峰值應力影響的研究有重要意義[19，32-33]。
三葉式主動脈瓣（tricuspid aortic valve, TAV）瓣葉上增加的機械應力可能會加速組織退化和降低瓣膜長期耐久性。除瓣葉幾何構型外，TAV 卷曲[34]和不完全經導管主動脈瓣擴張[20]等因素也可能會影響 TAV 的長期耐久性。
3 人工心臟瓣膜的建模方法
為了更好地模擬出真實心臟瓣膜的幾何構型，心臟瓣膜構型的研究重點從一開始引入繁多且計算復雜的設計參數[10]，到用已知參數方程的幾何曲線作為瓣葉結構的周向自由邊和徑向曲線[16，18，26]，到利用 CAD 建模軟件和程序腳本的組合使用[35]建立瓣膜幾何構型，再到利用機器學習和深度學習算法[36]對瓣膜幾何構型進行設計分析，這些方法的使用給瓣膜的構型設計研究帶來了重大的進展。
3.1 CAD 軟件構建模型
早期研究人員在設計瓣膜幾何構型時，未考慮主動脈竇對瓣膜設計的影響，僅采用 CAD 軟件構建模型，如 Kouhi 等[37]通過繪制符合要求參數的周向自由邊形狀的曲線和徑向曲線來構造瓣膜的線條構型，再采用放樣的方式建立通過 2 條曲線的曲面。
3.2 醫學影像建模軟件和 CAD 建模軟件的同時使用
隨著醫學影像軟件技術發展，醫學影像可真實反映瓣膜結構，通過計算機斷層掃描可快速獲取數據集，并可進行 3D 模型的顯示和重建，使心臟瓣膜模型更加貼合真實情況。此外醫學影像可真實的再現心臟瓣膜病患者的患病情況，能讓醫生提前進行臨床評估、手術風險分析及可行性評估[38]。該建模方法主要應用在需要考慮主動脈根部形狀對瓣膜構型設計的影響或需要獲取原始心臟瓣膜形狀的研究中。Auricchio 等[39]的建模過程包括 2 個主要步驟：① 使用醫學影像建模軟件對 DICOM 圖像進行處理，獲得主動脈根部的 CAD 模型；② 利用 CAD 軟件建立了瓣膜的參數化 CAD 模型。Mohammadi 等[24]通過醫學影像技術的掃描系統繪制三葉生物瓣的瓣葉幾何構型，基于 Jiang 等[15]使用的方程導出必要控制點。通過增減控制點的方式使瓣膜構型接近于最開始生成生物瓣的構型，利用貝塞爾曲面生成瓣葉，通過重定位、刪除或插值貝塞爾曲線控制點的反復試驗，作為曲面的最終細化，調整得到高質量曲面。
3.3 通過參數化設計平臺建立瓣膜構型
基于參數化設計平臺可輸入不同設計參數集，簡便有效地生成新的適合分析的幾何形狀。Hsu 等[32]通過建立一個交互式的，使用 3 個 3 次 T 樣條曲面建模，利用參數輸入構建 NURBS 曲線定義瓣葉構型，并建立 NURBS 曲面，后對多塊 NURBS 曲面幾何進行重新參數化，以創建 T 樣條曲面幾何，通過調整參數，生成不同的幾何構型，便于后續分析。
3.4 CAD 建模軟件配合程序腳本的使用
目前較為主流的方法是將程序腳本和 CAD 建模軟件同時使用，該方法可以使瓣葉構型更為精確。如 Gaetano 等[35]先利用 CAD 建模軟件創建曲線幾何構型，再利用程序對所創建的曲線構型進行擬合從而得到滿足參數的瓣葉曲面構型。Abbasi 等[20]利用 MATLAB 生成曲線，并將生成的曲線導入 SolidWorks 再利用“填充曲面”命令生成曲面構型，然后使用 ABAQUS Python 腳本，將瓣葉幾何體導入 ABAQUS 創建有限元模型。
3.5 結合機器學習和深度學習算法進行模型構建
Balu 等[36]首次將機器學習和深度學習算法引入到瓣膜的設計中，研究人員提出了一個基于深度學習的卷積自動編碼器架構（簡稱 DLFEA），能直接從輸入的心臟瓣膜幾何形狀預測分析輸出結果。該深度學習的框架可避免耗時的生物力學模擬，同時以高保真度預測瓣膜變形。該方法的提出是瓣膜構型建模方法上的一次突破性進展，也是未來人工瓣膜構型設計及建模研究的重要方向。
4 應用
目前，新型瓣膜開發階段主要通過耗時且昂貴的臺式測試或動物植入研究來評估新的人工瓣膜。隨著有限元分析技術快速發展，研究人員可利用計算機模擬技術，在原型開發前加快可植入設備的初始設計，減少對正在開發的設備進行功能評估的動物實驗，為人工心臟瓣膜的評估提供了有效手段。
有限元計算分析需要復雜的數值建模和仿真過程。為了達到與人體血流環境相同的情況以及測試出能夠滿足要求的最優人工心臟瓣膜的三維幾何構型的設計及建模參數的選擇在其中起著十分重要的作用。在人工心臟瓣膜的建模中，特征參數的選擇保證了瓣膜具有準確的幾何構型，因此，在人工心臟瓣膜的研發過程中，引入數值建模和分析手段可以為生物瓣膜的耐久性提供定性和定量的見解，有助于支持和加速心臟瓣膜幾何構型仿生優化設計的發展。基于幾何構型的心臟瓣膜動力學詳細分析，對于深入理解心臟瓣膜的復雜功能、瓣膜疾病的發病機制、先天性畸形瓣膜動力學的變化及與瓣膜置換相關的問題至關重要。此外，在正常人體生理功能和疾病狀態的病因研究、手術和介入治療規劃，以及人工植入物的設計和評估方面，心臟瓣膜幾何構型也扮演著日益重要的角色。
5 小結
由于天然生物瓣膜在結構和力學性能上有天然優勢，理想的人工心臟瓣膜替代物應緊密模仿正常天然心臟瓣膜特征[1]。這要求瓣膜設計的幾何形狀盡可能與天然瓣膜的幾何形狀匹配，減少瓣葉應力設計能延長瓣膜使用壽命。但由于天然瓣膜結構的復雜性，目前人工心臟瓣膜構型設計中，采用不同建模方式和參數選擇所形成的瓣膜還不能完全真實模擬天然瓣膜結構。這還需選擇不同的幾何參數進行大量構型設計，再通過與數值模擬相結合的方法，才能達到設計出符合要求的人工心臟瓣膜的目標。選擇不同的參數再形成具有曲面形態的瓣膜構型，這一重復繁雜的過程可通過參數化設計平臺建立實現，參數化設計平臺將會對人工瓣膜幾何構型的設計提供快速便捷的方式，從而提高建模效率。
利益沖突：所有作者聲明不存在利益沖突。
