人工心臟瓣膜必須具有良好的血流動力學性能，其體外測試的優勢是在體試驗（人體臨床試驗）無法比擬的。在結構性心臟病時代的今天，本文全面介紹了瓣膜體外血流動力學性能測試的原理與方法，將極大地有助于臨床醫生更好地理解瓣膜性能參數、評估人工心臟瓣膜適用性以及降低臨床使用風險。瓣膜體外測試不僅是評價瓣膜的“金標準”，也為人工心臟瓣膜的設計、優化提供全面的標準量化數據支撐。國際標準ISO 5840規定了人工心臟瓣膜血液流體特性測試的項目和方法，主要分為三種：（1）脈動流測試，再現人工心臟瓣膜植入人體后的脈動流狀態；（2）穩態流測試，評估瓣膜的前向流動阻力；（3）耐久性測試，評價瓣膜的耐久性壽命，并確定預期失效模式。此外，本文還進一步闡述了房室瓣與動脈瓣體外測試的差異、離體瓣膜的測試方法、介入瓣與外科瓣測試的差異，以及瓣膜可視化測試的方法。
引用本文： 王顥, 朱達, 包翔宇, 賀照明, 劉麗, 潘湘斌. 結構性心臟病時代醫工結合：人工心臟瓣膜體外血流動力學性能測試及其臨床意義. 中國胸心血管外科臨床雜志, 2022, 29(3): 279-287. doi: 10.7507/1007-4848.202111008 復制
據調研數據[1]提示，截至2019年我國心臟瓣膜患者已達到3.6千萬人，而這一數字在5年后可能超過4千萬。目前，對于中、重度瓣膜疾病，瓣膜置換或修復將是最佳治療方案。據不完全統計，我國每年對人工心臟瓣膜的需求量達到6～8萬枚以上[2]。自1960年Harken等[3]首次將人工心臟瓣膜應用于臨床以來，人工心臟瓣膜經歷了機械瓣、生物瓣、經導管植入瓣和組織工程瓣等幾個發展階段。近些年來，隨著結構性心臟病治療領域的崛起、介入瓣膜的廣泛使用，生物瓣膜的應用也愈加廣泛。同時，人工心臟瓣膜的結構、材料、運行機制以及植入方式朝著多樣化發展，新的發展方向是針對不同植入位置、不同疾病，甚至是個體患者，設計不同的瓣膜，從而滿足臨床需求。
人工心臟瓣膜必須具有良好的血流動力學性能[4-5]。其設計目標是引導血液單向流動，最大限度降低瓣膜開啟時對血液的阻力，減少關閉時的反流量（regurgitant volume，RV），同時還應避免流動引起的血液損傷。否則，會增加瓣膜狹窄、血栓形成、血細胞破壞、嚴重反流及瓣膜衰敗的發生幾率。對人工心臟瓣膜的血流動力學性能評估可以通過體外或在體（大型動物實驗/臨床試驗）的方式完成，其中體外測試在風險、費用、干擾因素、研究周期、檢測全面性和標準化等方面的優勢，是在體實驗所無法比擬的。瓣膜體外測試能夠重復模擬各種生理、病理，甚至是極端條件，對于理解瓣膜的運行機理，人工心臟瓣膜的設計、測試及評價，以及新技術的構想、優化及驗證，都具有重要意義。此外，體外測試裝置也提供了一個良好的模擬手術的平臺，不但可以優化手術規劃，也可以對醫生進行臨床前訓練。在生物瓣膜已經廣泛應用、新一代國產外科/介入瓣膜大規模應用于臨床的當下，臨床一線工作者對于相關瓣膜工程基礎知識的理解也顯得尤為重要。本文以此為初衷，將系統全面地介紹瓣膜體外血流動力學性能測試，闡述與之相關的概念、原理、方法、設備以及不同種瓣膜測試的差異及其臨床意義。
1 人工心臟瓣膜體外測試的目的
瓣膜體外血流動力學性能測試是理解瓣膜運動機理的必要手段，通過觀測瓣膜開啟和關閉運動過程以及其周圍流場的變化，可以分析血液流動與瓣膜運動之間的相互作用和影響。其不但可以用于瓣膜性能的評價（包括孔口面積、跨瓣壓差），同時也是分析瓣膜結構耐久性和生物相容性（包括溶血、凝血）的重要途徑，并為人工心臟瓣膜的設計、優化提供全面的標準量化數據支撐。因此，醫療器械監管部門對人工心臟瓣膜投入商品生產前規定了嚴格的程序，物理模擬實驗是瓣膜性能測試的重要內容。建立與自然心臟生理條件相似的物理模型，然后在模型上進行人工心臟瓣膜的血流動力學模擬實驗，所得到的血流動力學參數可作為評價瓣膜質量優劣的直接指標，以便在植入人體之前對瓣膜質量有一個客觀的評價。國際標準化組織（International Organization for Standardization，ISO）在1982年首次發布人工心臟瓣膜的國際測試標準，即《ISO 5840 Cardiovascular implants-Cardiac valve prostheses》（下文簡稱為標準）。標準中規定了人工心臟瓣膜血液流體特性測試的項目和方法。最新版標準于2021年發布，分為三個部分：第一部分，規定了人工心臟瓣膜物理、化學、生物和機械性能的一般測試要求；第二部分和第三部分分別是針對外科植入瓣和經導管植入瓣的測試要求。標準中要求的幾乎每一項體外測試項目都有其相應的臨床失效模式[6]。作為臨床一線醫生，對這些法規型測試數據的了解也顯得尤為必要，通過這些體外參數更是可以判斷一個人工瓣膜的優劣。
2 人工心臟瓣膜體外測試指標
表1中給出了與瓣膜體外測試相關的主要物理量及其概念。其中有效孔口面積（effective orifice area，EOA）和反流分數（regurgitant fraction，RF）是評價瓣膜性能的核心量化指標，且僅有這兩個指標在標準中給出了最低性能要求。此外，EOA也是瓣膜臨床置換與修復中最主要的參考指標。
表1
瓣膜體外測試相關的主要物理量及其概念
我們以主動脈瓣為例，對上述物理量的具體含義作一介紹。圖1給出了一個心動周期主動脈壓、心室壓和流經主動脈瓣流量曲線的示意圖。流量曲線包括流量為正的前向流和流量為負的反向流。前向流發生在心室收縮期，血液由左心室流向主動脈，其體積為搏出量（stroke volume，SV）。瓣膜兩側的壓力差（主動脈與心室壓力差）稱作跨瓣壓差，其大小與瓣膜的幾何孔口面積、形狀和開放程度密切相關，反映了瓣膜的正向導通性能。EOA是指與該瓣膜等同的標準孔口面積，決定于瓣膜開啟口徑、壓力差及心搏功能，是評價瓣膜對血液動能損耗的重要參數。實際應用中，EOA通過公式計算獲取，使用檢測到的跨瓣壓差和流量作為參數，如公式1所示。公式最早是由Gorlin等通過伯努利方程推導而來的，因此也稱作Gorlin公式[7]（式 1）。由于跨瓣壓差檢測的誤差會傳導到EOA的計算結果，而房室瓣的跨瓣壓差非常小，接近于零，導致房室瓣EOA計算結果的一致性和重復性很差[8]，對其可信度大打折扣，動脈瓣則較為準確。
圖1
一個心動周期的主動脈壓、心室壓和流經主動脈瓣流量的曲線示意圖
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式中
為有效孔口面積，
為平均流量，
為平均跨瓣壓差，
為溶液密度，51.6為流量系數。
反向流發生在心室舒張期。瓣膜的運動是被動的，其關閉運動主要是由流體壓力推動。瓣膜隨反向血流做關閉運動，達到完全閉合，這部分反向血流體積為關閉量。此后，由于瓣膜關閉不全，仍然會有反流，這部分體積為泄漏量（也就是臨床上定義的瓣膜反流）。關閉量和泄漏量一起構成了瓣膜的 RV。其中關閉量越小，說明瓣膜關閉越快；泄漏量越小，說明瓣膜關閉質量越好。RV與SV的百分比為RF，反映心臟做功的效率。SV與RV的差值為心臟的凈輸出量，即每搏心輸出量。反流不但會降低心臟做功的效率，由于其呈現射流狀態，具有較高的剪切力，還會引起血細胞的破壞和血栓的產生。但對于機械瓣來說，適當的反流是有積極作用的，可以沖刷瓣膜的縫隙和表面，減少血栓的形成，這也就是臨床中機械瓣膜會存在閉合流的因素之一。
3 體外測試原理和方法
人工心臟瓣膜體外血流動力學性能測試主要分為三種：脈動流測試、穩態流測試和耐久性測試。對其原理和測試數據的了解將極大地幫助臨床醫生理解人工心臟瓣膜的性能指標。
3.1 脈動流測試
脈動流測試是模擬瓣膜在自然心臟的運行環境，盡可能真實地再現人工心臟瓣膜植入人體后的狀態。通過測定血流動力學相關參數，對瓣膜性能進行評價，被公認為是表征人工心臟瓣膜血流動力學性能的“金標準”[9]。脈動流測試的關鍵是模擬不同生理和病理條件下（左心或右心、各年齡段、各心率、各血流量、高/低血壓、術后心臟復蘇期等）人體脈動血流流場。圖2展示了脈動流測試裝置的一般結構，包括：可以往復運動，驅使測試液產生脈動流的流量發生器（常用柱塞泵或隔膜泵）及相應的控制系統；安裝被測瓣膜和輔助瓣膜，并連接流量發生器的模擬心室腔；模擬心房低壓環境，調節心室前負荷，并用于加注、排放和加溫測試液的儲水槽和心房腔；模擬主動脈和周邊血管彈性的順應腔；模擬血管阻性，產生并維持主動脈血壓的阻尼器；以及各類傳感器（如位移傳感器、流量計、壓力傳感器等）。
圖2
脈動流測試裝置設計構架示意圖
通過改變脈動流的脈動頻率、搏出量、前后負荷等因素，模擬瓣膜在不同生理、病理條件下運行的情況。ISO 5840標準中提供的標準生理條件為心率70 次/min、心輸出量5 L/min、收縮期占比35%，平均動脈壓100 mm Hg。此外，還提供了不同生理、病理下的測試參數；見表2。脈動流測試結果主要包括：心率、收縮期占比、平均動脈壓、流經瓣膜的平均流量和均方根流量、平均跨瓣壓差、EOA、RV（包括關閉量和泄漏量）、RF和關閉期瓣膜的平均壓差等。
表2
不同條件下的脈動流測試參數（成人）
目前，廣泛應用的商用脈動流測試裝置有加拿大ViVitro實驗室的Pulse Duplicator、美國BDC實驗室的HDTi系列以及中國上海心瓣測試設備有限公司與美國MITL實驗室聯合開發的MPD系列；見圖3。各個機構所用商用或自研的脈動流測試裝置在結構、性能、參數等方面不同，操作者測試習慣不同，更重要的是驅動瓣膜運動的脈動流波形不同[10]，導致同一瓣膜在不同機構測試，甚至同一裝置不同人測試，所獲得的結果都存在差異。2018年，ISO心血管工作組發起了人工心臟瓣膜的體外脈動流測試平行對比研究，13家不同機構對同一瓣膜檢測結果的差異高達35%以上[9]。這樣的差異，從監管角度來看，一定程度降低了瓣膜體外測試作為“金標準”的適用性和重要性。
圖3
商用瓣膜脈動流測試裝置
a：ViVitro實驗室的Pulse Duplicator；b：BDC實驗室的HDTi系列；c：上海心瓣測試設備有限公司與美國MITL實驗室聯合開發的MPD系列
3.2 穩態流測試
穩態流測試要求瓣膜所處的流場穩定，不僅流速要穩定，還意味著流場要充分“發育”，呈現層流狀態。瓣膜呈現穩定的開啟或閉合狀態，跨瓣壓差和流量為恒定值，對其測定排除了湍流甚至渦流的影響，使得EOA的計算更為可信。穩態流測試結果具有良好的一致性和重復性，既是對脈動流測試的必要補充，又是對其可信度的驗證。穩態流測試分為前向流測試和反向泄漏測試。前向流測試是模擬心室射血峰值期的準定常流動狀態，測試瓣膜的正向流動阻力性能；反向泄漏測試，是模擬瓣膜完全關閉后的泄漏狀態，測量瓣膜的關閉質量。
新版標準首次將穩態流測試列為必測項目，對測試設備有明確的要求：管道內徑為35 mm；應設置整流器等結構，確保瓣膜樣品附近的流場充分“發育”；測壓點應分別位于瓣環平面上游一倍和下游三倍管道內徑處，且與管壁平齊；應使用標準噴嘴對流量進行驗證。標準還提供了不同年齡組人群的穩態流測試參數；見表3。測試結果主要包括：穩態流量、跨瓣壓差、EOA和泄漏流量等。臨床醫生在人工心臟瓣膜使用說明書中看見的EOA指標即為此測試所獲得的，優異的瓣膜必然擁有更佳的EOA指標。
表3
不同年齡組人群的穩態流測試參數
3.3 耐久性測試
人工心臟瓣膜作為一種植入人體的醫療器械，植入后要求長期可靠的運行，使用壽命至關重要。耐久性測試是通過瓣膜在高頻的往復流場中連續做開閉運動，加速其材料的老化和磨損以及結構的失效，用于評價瓣膜的耐久性壽命，并確定瓣膜的預期失效模式。但是，目前對于體外測試獲得的瓣膜疲勞壽命與在體壽命之間的相互關系尚缺乏必要的證明，盡管已有學者提出了體外與在體瓣膜失效模型關系的證據，但由于體外測試與體內仍然存在較大的差異（包括不同的解剖環境、血液腐蝕和炎癥反應等），采用體外測試結果直接預測瓣膜在體使用壽命尚有相當多的工作要做。盡管體外耐久性測試不能完全等同于人體生理中的狀態，但其對于瓣膜性能的評估仍具有極其重要的價值，疲勞測試一定程度上可以直接反映瓣膜耐久性設計是否優秀。由此，我們也可以得知，對于瓣膜這一動態的力學結構，除了大家所熟知的瓣葉生物學特性之外（抗鈣化），在體外測試中其在壓力狀態下的力學穩定性決定了其耐久性及失效模式。
瓣膜的耐久性測試包括加速磨損測試（accelerated wear testing，AWT）、動態失效模式測試（dynamic failure mode testing，DFM）和實時磨損測試（real-time wear testing，RWT），其中后兩種測試是新版標準中首次加入的。AWT測試是使用較高的頻率（≥1 000 次/min）驅動瓣膜開閉，瓣膜反向跨瓣壓差超過目標值的時間占比≥5%，對于存在瓣膜功能突然完全喪失失效模式的瓣膜和已證明失效模式為瓣膜功能逐漸退化的瓣膜，AWT測試分別需要進行至少4億次和2億次有效循環，其測試可驗證瓣膜體外最短的耐久性壽命。DFM測試的負載條件比AWT測試更嚴苛，在完成一定次數（1～5千萬次）有效循環后，反向跨瓣壓差應以預定的增量逐漸增加，直至達到嚴重高血壓患者跨瓣壓差的1.5倍。DFM測試可以確定瓣膜預期耐久性相關的失效模式，并提供有關的潛在失效后果。RWT測試的頻率較低（≤200 次/min），瓣膜反向跨瓣壓差超過目標值的時間占比≥20%，至少進行5千萬次有效循環。RWT測試更好地模擬了生理負荷條件，用于識別與頻率相關的故障模式（在AWT測試中可能不明顯）。
目前，商用耐久性測試裝置主要有：美國BDC實驗室的VDT、美國TA儀器公司的DuraPulse、加拿大ViVitro實驗室的HiCylce和上海心瓣測試設備有限公司的AWT系列；見圖4。
圖4
商用耐久性測試裝置
a：BDC實驗室的VDT；b：TA儀器公司的DuraPulse；c：ViVitro實驗室的HiCylce；d：上海心瓣測試設備有限公司的AWT系列
4 房室瓣與動脈瓣測試的差異
正如在人體內一樣，房室瓣與動脈瓣在體外血流動力學性能測試中也是有明顯差異的，由于二者的結構、尺寸、生理環境和運行機制截然不同。以左心的二尖瓣與主動脈瓣為例。與主動脈瓣相比，二尖瓣具有更為復雜的結構，除了瓣環和前、后瓣葉外，還包括腱索、乳頭肌和部分心室壁，且瓣環面積更大。流經主動脈瓣的流量曲線為單峰，而二尖瓣為雙峰，前一個峰為舒張早期心室“主動”擴張引起，后一個峰為舒張末期心房收縮引起。二尖瓣的正向流時間更長，流量波形寬且平緩，平均流速慢。反向跨瓣壓差也不同，主動脈瓣為60～80 mm Hg，二尖瓣高達90～140 mm Hg。更為重要的是，二者的工作機制截然不同。主動脈瓣打開發生在心臟收縮期，關閉發生在舒張期，在這過程中，瓣環的運動和變形較小，瓣膜形狀基本維持穩定。而二尖瓣在開啟與關閉運動中，除了瓣葉運動外，與瓣葉連接的瓣環、腱索、乳頭肌以及部分心室壁都會參與運動。舒張期，隨著心室的擴張，瓣環面積增大，兩個乳頭肌間距拉大，心房壓高于心室壓，在血流的推動和腱索的拉動下二尖瓣打開。收縮期，隨著心室的收縮，瓣環面積減小，乳頭肌靠近，向心房反流的血液推動二尖瓣關閉。關閉后，腱索和乳頭肌牽拉瓣葉，使其不至于向心房脫垂。上述差異也存在于右心（肺動脈瓣和三尖瓣），但由于右心的生理壓力遠低于左心，差異表現得不如后者顯著。目前，各種商用或自研的脈動流發生器，雖然外形、結構等方面存在較大差異，但基本原理是相同的，均能較好地模擬主動脈瓣的運行機制。對于人工二尖瓣，無論是外科瓣還是介入瓣，目前沒有產品能利用原生腱索和乳頭肌，或者自帶人工腱索和乳頭肌。因此，人工二尖瓣在體外測試時，也是通過壓力驅動開啟和閉合，沒有腱索和乳頭肌的參與，所有類型生物瓣膜基本模仿動脈瓣的解剖形態。因此，目前為止，二尖瓣生物瓣膜的耐久性始終不及同類主動脈瓣膜。
5 離體二尖瓣的測試
大多數學者[11-16]認為原生瓣膜的修復要優于人工心臟瓣膜的置換，特別是結構復雜的二尖瓣。二尖瓣的離體測試對于瓣膜修復技術的研究具有重要意義，通過對比瓣膜修復前后的正向導通性、瓣葉的結合程度、瓣膜的RV以及腱索和乳頭肌受力大小等因素，來評價和改進修復技術[17-19]。離體二尖瓣多由豬心或羊心獲取，因其大小和結構與人類瓣膜類似。離體瓣膜不像人工心臟瓣膜那樣具有較好的一致性，需要研究者制定選擇瓣膜的標準，包括心臟重量、瓣環面積、前葉高度、腱索和乳頭肌結構等。解剖時，需要將二尖瓣瓣葉、瓣環及其下組織（包括腱索、乳頭肌）完整地解剖下來。
離體二尖瓣在測試前要進行固定，再現其原有的生理結構，包括瓣環和瓣下結構的幾何特征。瓣葉縫合到人工二尖瓣環上，乳頭肌固定到定位裝置上[10]；見圖5a。人工瓣環多呈現與生理上相似的D形開口，其面積要根據離體瓣膜量身定制；見圖5b。Jimenez等[20]設計了更近似于生理結構的3D馬鞍形瓣環；見圖5c。圖5d展示了可靈活調整瓣環面積的人工瓣環[16]。可以動態收縮的人工瓣環對目前流行的導管植入二尖瓣技術很有意義，不僅為瓣膜的植入和錨定結構設計提供實驗手段，還能更為精準預測瓣膜植入后的性能。圖5e展示了一款可在三維空間精確調節定位的乳頭肌固定裝置[21]，對于研究乳頭肌重構具有重要意義。模擬病態二尖瓣的結構，對于理解病理機制和評價修復技術至關重要，可以預期修復技術在動物模型或臨床研究中的可能結果。目前的研究主要集中在包括擴張型心肌病在內的功能性病變上。在功能性病變中，左心室擴張，導致二尖瓣環面積增大（主要是后瓣葉），乳頭肌移位（單側或雙側外移），改變了原有的二尖瓣葉幾何結構。幾何結構的改變限制了收縮期瓣葉的運動，使得瓣葉在關閉后仍有間隙存在，關閉質量下降，形成反流。功能性病變的二尖瓣在組織結構上被認為與健康瓣膜是一致的。因此，使用健康的離體瓣膜，通過瓣環擴張和乳頭肌移位來模擬功能性病變是合適的。目前，關于健康瓣膜模擬衰退型病變的合理性仍有較大爭議。
圖5
離體二尖瓣的固定裝置
a：離體二尖瓣的固定；b：D形人工二尖瓣環；c：3D馬鞍形人工瓣環；d：可調整瓣環面積的人工瓣環；e：可精確調節定位的乳頭肌固定裝置
6 經導管植入瓣的測試
自2002年Cribier等[22]首次將經導管植入瓣應用于臨床以來，其以創傷小、恢復快等諸多優點迅速發展[15,23-24]，目前已成為心血管領域的熱點。經導管植入瓣是通過介入治療技術植入的，因此也被稱作介入瓣。介入瓣的植入不進行瓣環縫合，而是依靠瓣膜的自膨脹或球囊擴張卡在原有瓣膜處，較傳統的外科手術植入瓣膜，更容易發生瓣膜的位移甚至脫落[25]。介入瓣在體外脈動流測試時，與外科瓣有以下幾點差異：首先，介入瓣在植入人體內時，病變瓣膜沒有被去除，僅被植入的介入瓣外推，兩者之間存在間隙。病變瓣膜上的鈣化點和非正圓形態的瓣環，會導致介入瓣展開后為非圓形狀[26]，進一步加大了間隙。間隙的存在不僅引起瓣周漏，影響介入瓣的錨定，還增加了血栓形成的風險。瓣周漏屬于瓣膜RV的一部分，介入瓣的RV通常會大于同規格的外科瓣。標準中對介入瓣的RF要求為＜20%，而外科瓣僅為＜10%，并且介入瓣還需要進行額外的遷移抗性測試[26]。其次，介入瓣植入人體內，需要經歷額外的冷凍、壓縮、裝載和釋放等劇烈結構沖擊和變形，對其各部分和整體結構存在重大影響，且部分介入瓣還具有可回收和重定位的特性。在體外脈動流測試時，需要先進行與其說明書一致的瓣膜裝載和釋放步驟，將其裝入測試裝置中的相應位置，如果是具有可回收和重定位特性的介入瓣，還需要按設計的回收、重定位操作次數上限進行模擬，然后才能進行血流動力學性能測試。最后需要強調的是，對于外科瓣其預期植入位置可能不唯一，同一規格的瓣膜可用于主動脈瓣，也可用于二尖瓣。但介入瓣不同，絕大部分產品固定結構是根據預植入位置專門設計的，在置換中有明確的針對性，不可通用。在體外脈動流測試前，需要模擬瓣膜預植入位置的生理結構，包括預先的植入物（如瓣中瓣）。標準的第三部分提供了瓣膜夾具設計的指南，但沒有為最壞場景下的植入提供可接受標準。此外，因為解剖結構的巨大差異，介入瓣還需要完成如二葉瓣化等瓣膜畸形適應證的脈動流性能測試。通過以上闡述，臨床醫生就能理解，為何介入瓣在耐久性的問題上一直存在爭議[27-29]，其臨床適應證的擴展，也是嚴格基于體外測試和臨床遠期優異結果，才穩步拓展。
7 瓣膜測試的可視化
瓣膜測試的可視化使得我們對于瓣膜及其周圍流體的運動情況有了更為直觀的認識。標準中明確要求，人工心臟瓣膜的脈動流測試要有可視化流場分析的報告。實現可視化的方法主要有高速攝影法和建模仿真法。在脈動流測試中，可采用高速相機拍攝瓣膜的運動過程，可采用激光多普勒測速（laser doppler velocimetry，LDV）或數字粒子圖像測速（digital particle image velocimetry，DPIV）技術獲取瓣膜周圍流場的變化情況[30-33]。LDV是通過激光探頭檢測示蹤粒子（懸浮于液體中）的多普勒信號，再根據速度與多普勒頻率的關系得到粒子速度，從而得知粒子所在位置流場的速度。DPIV是通過多次高速攝像，記錄流場中粒子的位置，分析拍攝的圖像，從而測出流場速度的方法。DPIV對流場分析更全面，在瓣膜測試中應用更廣泛。使用計算流體動力學（computational fluid dynamics，CFD）可以實現對瓣膜周圍流場的仿真分析，評估在體和體外難以測量的流動參數，如流場的剪切力和血液損傷[34]，這對血栓形成的評估極為重要[35]。但CFD分析也需要相關的邊界條件，如進、出口的壓力和流量，通常是由體外脈動流測試或臨床數據提供。ISO推薦了一種體外測試、臨床數據與CFD仿真相結合的綜合方法[36]，用于對潛在的血栓形成進行評估；見圖6。根據體外試驗（如DPIV）驗證CFD計算的正確性。然后，使用臨床數據定義邊界和血流動力學條件，進行CFD計算。將計算結果（如高剪切力、二次流、流動停滯區的存在）與試驗中血栓形成的位置相關聯。一旦實現相關性，就可以根據這種綜合方法進行血栓評估。
圖6
綜合血栓評估方法示例
8 總結與展望
迄今為止，還沒有一種人工心臟瓣膜可以和自然瓣膜相媲美[5]，其發展還有很長的路要走。血流動力學性能是瓣膜最重要的性能，體外血流動力學性能測試無論是對人工心臟瓣膜的改進還是對原生瓣膜的修復都起到了至關重要的作用[37]。目前而言，瓣膜體外測試的結果與其植入后的效果是否存在直接的相關性還有待進一步證實，但其對于臨床的準入依舊是“金標準”。
隨著人工心臟瓣膜的多樣化和個體化發展，以及層出不窮的瓣膜修復技術，體外測試裝置為適應不同場景、不同條件的需求也呈現出多樣性，給瓣膜體外測試工作帶來了新的挑戰。不得不承認，我國在人工心臟瓣膜方面的標準制定還落后于發達國家。國家標準《GB 12279-2008 心血管植入物人工心臟瓣膜》（等同采用《ISO 5840-1996. Cardiovascular implants—Cardiac valve prostheses》）已經發布了十余年，仍未進行修訂。在這十余年里心臟瓣膜領域已經有了巨大變化，尤其是介入瓣的興起，而在這方面我國僅有一個行業標準《YY/T 1449.3-2016心血管植入物 人工心臟瓣膜 第3部分：經導管植入式人工心臟瓣膜》（等同采用《ISO 5840-3:2013. Cardiovascular implants—Cardiac valve prostheses—Part 3: Heart valve substitutes implanted by transcatheter techniques》）。但毫無疑問，隨著人工心臟瓣膜，尤其是介入瓣膜在我國的廣泛使用，瓣膜測試領域也將迎來高速的發展。此外，本文成稿時獲悉，ISO 5840-2015的轉化工作已完成，新版國家標準GB 12279即將發布。
利益沖突：無。
作者貢獻：潘湘斌負責設計論文；王顥、朱達負責資料整理、分析及論文撰寫、修改；包翔宇負責部分論文撰寫并提供圖片資料；賀照明、劉麗、潘湘斌負責論文審閱；賀照明負責英文摘要修改和潤色。
據調研數據[1]提示，截至2019年我國心臟瓣膜患者已達到3.6千萬人，而這一數字在5年后可能超過4千萬。目前，對于中、重度瓣膜疾病，瓣膜置換或修復將是最佳治療方案。據不完全統計，我國每年對人工心臟瓣膜的需求量達到6～8萬枚以上[2]。自1960年Harken等[3]首次將人工心臟瓣膜應用于臨床以來，人工心臟瓣膜經歷了機械瓣、生物瓣、經導管植入瓣和組織工程瓣等幾個發展階段。近些年來，隨著結構性心臟病治療領域的崛起、介入瓣膜的廣泛使用，生物瓣膜的應用也愈加廣泛。同時，人工心臟瓣膜的結構、材料、運行機制以及植入方式朝著多樣化發展，新的發展方向是針對不同植入位置、不同疾病，甚至是個體患者，設計不同的瓣膜，從而滿足臨床需求。
人工心臟瓣膜必須具有良好的血流動力學性能[4-5]。其設計目標是引導血液單向流動，最大限度降低瓣膜開啟時對血液的阻力，減少關閉時的反流量（regurgitant volume，RV），同時還應避免流動引起的血液損傷。否則，會增加瓣膜狹窄、血栓形成、血細胞破壞、嚴重反流及瓣膜衰敗的發生幾率。對人工心臟瓣膜的血流動力學性能評估可以通過體外或在體（大型動物實驗/臨床試驗）的方式完成，其中體外測試在風險、費用、干擾因素、研究周期、檢測全面性和標準化等方面的優勢，是在體實驗所無法比擬的。瓣膜體外測試能夠重復模擬各種生理、病理，甚至是極端條件，對于理解瓣膜的運行機理，人工心臟瓣膜的設計、測試及評價，以及新技術的構想、優化及驗證，都具有重要意義。此外，體外測試裝置也提供了一個良好的模擬手術的平臺，不但可以優化手術規劃，也可以對醫生進行臨床前訓練。在生物瓣膜已經廣泛應用、新一代國產外科/介入瓣膜大規模應用于臨床的當下，臨床一線工作者對于相關瓣膜工程基礎知識的理解也顯得尤為重要。本文以此為初衷，將系統全面地介紹瓣膜體外血流動力學性能測試，闡述與之相關的概念、原理、方法、設備以及不同種瓣膜測試的差異及其臨床意義。
1 人工心臟瓣膜體外測試的目的
瓣膜體外血流動力學性能測試是理解瓣膜運動機理的必要手段，通過觀測瓣膜開啟和關閉運動過程以及其周圍流場的變化，可以分析血液流動與瓣膜運動之間的相互作用和影響。其不但可以用于瓣膜性能的評價（包括孔口面積、跨瓣壓差），同時也是分析瓣膜結構耐久性和生物相容性（包括溶血、凝血）的重要途徑，并為人工心臟瓣膜的設計、優化提供全面的標準量化數據支撐。因此，醫療器械監管部門對人工心臟瓣膜投入商品生產前規定了嚴格的程序，物理模擬實驗是瓣膜性能測試的重要內容。建立與自然心臟生理條件相似的物理模型，然后在模型上進行人工心臟瓣膜的血流動力學模擬實驗，所得到的血流動力學參數可作為評價瓣膜質量優劣的直接指標，以便在植入人體之前對瓣膜質量有一個客觀的評價。國際標準化組織（International Organization for Standardization，ISO）在1982年首次發布人工心臟瓣膜的國際測試標準，即《ISO 5840 Cardiovascular implants-Cardiac valve prostheses》（下文簡稱為標準）。標準中規定了人工心臟瓣膜血液流體特性測試的項目和方法。最新版標準于2021年發布，分為三個部分：第一部分，規定了人工心臟瓣膜物理、化學、生物和機械性能的一般測試要求；第二部分和第三部分分別是針對外科植入瓣和經導管植入瓣的測試要求。標準中要求的幾乎每一項體外測試項目都有其相應的臨床失效模式[6]。作為臨床一線醫生，對這些法規型測試數據的了解也顯得尤為必要，通過這些體外參數更是可以判斷一個人工瓣膜的優劣。
2 人工心臟瓣膜體外測試指標
表1中給出了與瓣膜體外測試相關的主要物理量及其概念。其中有效孔口面積（effective orifice area，EOA）和反流分數（regurgitant fraction，RF）是評價瓣膜性能的核心量化指標，且僅有這兩個指標在標準中給出了最低性能要求。此外，EOA也是瓣膜臨床置換與修復中最主要的參考指標。
表1
瓣膜體外測試相關的主要物理量及其概念
我們以主動脈瓣為例，對上述物理量的具體含義作一介紹。圖1給出了一個心動周期主動脈壓、心室壓和流經主動脈瓣流量曲線的示意圖。流量曲線包括流量為正的前向流和流量為負的反向流。前向流發生在心室收縮期，血液由左心室流向主動脈，其體積為搏出量（stroke volume，SV）。瓣膜兩側的壓力差（主動脈與心室壓力差）稱作跨瓣壓差，其大小與瓣膜的幾何孔口面積、形狀和開放程度密切相關，反映了瓣膜的正向導通性能。EOA是指與該瓣膜等同的標準孔口面積，決定于瓣膜開啟口徑、壓力差及心搏功能，是評價瓣膜對血液動能損耗的重要參數。實際應用中，EOA通過公式計算獲取，使用檢測到的跨瓣壓差和流量作為參數，如公式1所示。公式最早是由Gorlin等通過伯努利方程推導而來的，因此也稱作Gorlin公式[7]（式 1）。由于跨瓣壓差檢測的誤差會傳導到EOA的計算結果，而房室瓣的跨瓣壓差非常小，接近于零，導致房室瓣EOA計算結果的一致性和重復性很差[8]，對其可信度大打折扣，動脈瓣則較為準確。
圖1
一個心動周期的主動脈壓、心室壓和流經主動脈瓣流量的曲線示意圖
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式中為有效孔口面積，為平均流量，為平均跨瓣壓差，為溶液密度，51.6為流量系數。
反向流發生在心室舒張期。瓣膜的運動是被動的，其關閉運動主要是由流體壓力推動。瓣膜隨反向血流做關閉運動，達到完全閉合，這部分反向血流體積為關閉量。此后，由于瓣膜關閉不全，仍然會有反流，這部分體積為泄漏量（也就是臨床上定義的瓣膜反流）。關閉量和泄漏量一起構成了瓣膜的 RV。其中關閉量越小，說明瓣膜關閉越快；泄漏量越小，說明瓣膜關閉質量越好。RV與SV的百分比為RF，反映心臟做功的效率。SV與RV的差值為心臟的凈輸出量，即每搏心輸出量。反流不但會降低心臟做功的效率，由于其呈現射流狀態，具有較高的剪切力，還會引起血細胞的破壞和血栓的產生。但對于機械瓣來說，適當的反流是有積極作用的，可以沖刷瓣膜的縫隙和表面，減少血栓的形成，這也就是臨床中機械瓣膜會存在閉合流的因素之一。
3 體外測試原理和方法
人工心臟瓣膜體外血流動力學性能測試主要分為三種：脈動流測試、穩態流測試和耐久性測試。對其原理和測試數據的了解將極大地幫助臨床醫生理解人工心臟瓣膜的性能指標。
3.1 脈動流測試
脈動流測試是模擬瓣膜在自然心臟的運行環境，盡可能真實地再現人工心臟瓣膜植入人體后的狀態。通過測定血流動力學相關參數，對瓣膜性能進行評價，被公認為是表征人工心臟瓣膜血流動力學性能的“金標準”[9]。脈動流測試的關鍵是模擬不同生理和病理條件下（左心或右心、各年齡段、各心率、各血流量、高/低血壓、術后心臟復蘇期等）人體脈動血流流場。圖2展示了脈動流測試裝置的一般結構，包括：可以往復運動，驅使測試液產生脈動流的流量發生器（常用柱塞泵或隔膜泵）及相應的控制系統；安裝被測瓣膜和輔助瓣膜，并連接流量發生器的模擬心室腔；模擬心房低壓環境，調節心室前負荷，并用于加注、排放和加溫測試液的儲水槽和心房腔；模擬主動脈和周邊血管彈性的順應腔；模擬血管阻性，產生并維持主動脈血壓的阻尼器；以及各類傳感器（如位移傳感器、流量計、壓力傳感器等）。
圖2
脈動流測試裝置設計構架示意圖
通過改變脈動流的脈動頻率、搏出量、前后負荷等因素，模擬瓣膜在不同生理、病理條件下運行的情況。ISO 5840標準中提供的標準生理條件為心率70 次/min、心輸出量5 L/min、收縮期占比35%，平均動脈壓100 mm Hg。此外，還提供了不同生理、病理下的測試參數；見表2。脈動流測試結果主要包括：心率、收縮期占比、平均動脈壓、流經瓣膜的平均流量和均方根流量、平均跨瓣壓差、EOA、RV（包括關閉量和泄漏量）、RF和關閉期瓣膜的平均壓差等。
表2
不同條件下的脈動流測試參數（成人）
目前，廣泛應用的商用脈動流測試裝置有加拿大ViVitro實驗室的Pulse Duplicator、美國BDC實驗室的HDTi系列以及中國上海心瓣測試設備有限公司與美國MITL實驗室聯合開發的MPD系列；見圖3。各個機構所用商用或自研的脈動流測試裝置在結構、性能、參數等方面不同，操作者測試習慣不同，更重要的是驅動瓣膜運動的脈動流波形不同[10]，導致同一瓣膜在不同機構測試，甚至同一裝置不同人測試，所獲得的結果都存在差異。2018年，ISO心血管工作組發起了人工心臟瓣膜的體外脈動流測試平行對比研究，13家不同機構對同一瓣膜檢測結果的差異高達35%以上[9]。這樣的差異，從監管角度來看，一定程度降低了瓣膜體外測試作為“金標準”的適用性和重要性。
圖3
商用瓣膜脈動流測試裝置
a：ViVitro實驗室的Pulse Duplicator；b：BDC實驗室的HDTi系列；c：上海心瓣測試設備有限公司與美國MITL實驗室聯合開發的MPD系列
3.2 穩態流測試
穩態流測試要求瓣膜所處的流場穩定，不僅流速要穩定，還意味著流場要充分“發育”，呈現層流狀態。瓣膜呈現穩定的開啟或閉合狀態，跨瓣壓差和流量為恒定值，對其測定排除了湍流甚至渦流的影響，使得EOA的計算更為可信。穩態流測試結果具有良好的一致性和重復性，既是對脈動流測試的必要補充，又是對其可信度的驗證。穩態流測試分為前向流測試和反向泄漏測試。前向流測試是模擬心室射血峰值期的準定常流動狀態，測試瓣膜的正向流動阻力性能；反向泄漏測試，是模擬瓣膜完全關閉后的泄漏狀態，測量瓣膜的關閉質量。
新版標準首次將穩態流測試列為必測項目，對測試設備有明確的要求：管道內徑為35 mm；應設置整流器等結構，確保瓣膜樣品附近的流場充分“發育”；測壓點應分別位于瓣環平面上游一倍和下游三倍管道內徑處，且與管壁平齊；應使用標準噴嘴對流量進行驗證。標準還提供了不同年齡組人群的穩態流測試參數；見表3。測試結果主要包括：穩態流量、跨瓣壓差、EOA和泄漏流量等。臨床醫生在人工心臟瓣膜使用說明書中看見的EOA指標即為此測試所獲得的，優異的瓣膜必然擁有更佳的EOA指標。
表3
不同年齡組人群的穩態流測試參數
3.3 耐久性測試
人工心臟瓣膜作為一種植入人體的醫療器械，植入后要求長期可靠的運行，使用壽命至關重要。耐久性測試是通過瓣膜在高頻的往復流場中連續做開閉運動，加速其材料的老化和磨損以及結構的失效，用于評價瓣膜的耐久性壽命，并確定瓣膜的預期失效模式。但是，目前對于體外測試獲得的瓣膜疲勞壽命與在體壽命之間的相互關系尚缺乏必要的證明，盡管已有學者提出了體外與在體瓣膜失效模型關系的證據，但由于體外測試與體內仍然存在較大的差異（包括不同的解剖環境、血液腐蝕和炎癥反應等），采用體外測試結果直接預測瓣膜在體使用壽命尚有相當多的工作要做。盡管體外耐久性測試不能完全等同于人體生理中的狀態，但其對于瓣膜性能的評估仍具有極其重要的價值，疲勞測試一定程度上可以直接反映瓣膜耐久性設計是否優秀。由此，我們也可以得知，對于瓣膜這一動態的力學結構，除了大家所熟知的瓣葉生物學特性之外（抗鈣化），在體外測試中其在壓力狀態下的力學穩定性決定了其耐久性及失效模式。
瓣膜的耐久性測試包括加速磨損測試（accelerated wear testing，AWT）、動態失效模式測試（dynamic failure mode testing，DFM）和實時磨損測試（real-time wear testing，RWT），其中后兩種測試是新版標準中首次加入的。AWT測試是使用較高的頻率（≥1 000 次/min）驅動瓣膜開閉，瓣膜反向跨瓣壓差超過目標值的時間占比≥5%，對于存在瓣膜功能突然完全喪失失效模式的瓣膜和已證明失效模式為瓣膜功能逐漸退化的瓣膜，AWT測試分別需要進行至少4億次和2億次有效循環，其測試可驗證瓣膜體外最短的耐久性壽命。DFM測試的負載條件比AWT測試更嚴苛，在完成一定次數（1～5千萬次）有效循環后，反向跨瓣壓差應以預定的增量逐漸增加，直至達到嚴重高血壓患者跨瓣壓差的1.5倍。DFM測試可以確定瓣膜預期耐久性相關的失效模式，并提供有關的潛在失效后果。RWT測試的頻率較低（≤200 次/min），瓣膜反向跨瓣壓差超過目標值的時間占比≥20%，至少進行5千萬次有效循環。RWT測試更好地模擬了生理負荷條件，用于識別與頻率相關的故障模式（在AWT測試中可能不明顯）。
目前，商用耐久性測試裝置主要有：美國BDC實驗室的VDT、美國TA儀器公司的DuraPulse、加拿大ViVitro實驗室的HiCylce和上海心瓣測試設備有限公司的AWT系列；見圖4。
圖4
商用耐久性測試裝置
a：BDC實驗室的VDT；b：TA儀器公司的DuraPulse；c：ViVitro實驗室的HiCylce；d：上海心瓣測試設備有限公司的AWT系列
4 房室瓣與動脈瓣測試的差異
正如在人體內一樣，房室瓣與動脈瓣在體外血流動力學性能測試中也是有明顯差異的，由于二者的結構、尺寸、生理環境和運行機制截然不同。以左心的二尖瓣與主動脈瓣為例。與主動脈瓣相比，二尖瓣具有更為復雜的結構，除了瓣環和前、后瓣葉外，還包括腱索、乳頭肌和部分心室壁，且瓣環面積更大。流經主動脈瓣的流量曲線為單峰，而二尖瓣為雙峰，前一個峰為舒張早期心室“主動”擴張引起，后一個峰為舒張末期心房收縮引起。二尖瓣的正向流時間更長，流量波形寬且平緩，平均流速慢。反向跨瓣壓差也不同，主動脈瓣為60～80 mm Hg，二尖瓣高達90～140 mm Hg。更為重要的是，二者的工作機制截然不同。主動脈瓣打開發生在心臟收縮期，關閉發生在舒張期，在這過程中，瓣環的運動和變形較小，瓣膜形狀基本維持穩定。而二尖瓣在開啟與關閉運動中，除了瓣葉運動外，與瓣葉連接的瓣環、腱索、乳頭肌以及部分心室壁都會參與運動。舒張期，隨著心室的擴張，瓣環面積增大，兩個乳頭肌間距拉大，心房壓高于心室壓，在血流的推動和腱索的拉動下二尖瓣打開。收縮期，隨著心室的收縮，瓣環面積減小，乳頭肌靠近，向心房反流的血液推動二尖瓣關閉。關閉后，腱索和乳頭肌牽拉瓣葉，使其不至于向心房脫垂。上述差異也存在于右心（肺動脈瓣和三尖瓣），但由于右心的生理壓力遠低于左心，差異表現得不如后者顯著。目前，各種商用或自研的脈動流發生器，雖然外形、結構等方面存在較大差異，但基本原理是相同的，均能較好地模擬主動脈瓣的運行機制。對于人工二尖瓣，無論是外科瓣還是介入瓣，目前沒有產品能利用原生腱索和乳頭肌，或者自帶人工腱索和乳頭肌。因此，人工二尖瓣在體外測試時，也是通過壓力驅動開啟和閉合，沒有腱索和乳頭肌的參與，所有類型生物瓣膜基本模仿動脈瓣的解剖形態。因此，目前為止，二尖瓣生物瓣膜的耐久性始終不及同類主動脈瓣膜。
5 離體二尖瓣的測試
大多數學者[11-16]認為原生瓣膜的修復要優于人工心臟瓣膜的置換，特別是結構復雜的二尖瓣。二尖瓣的離體測試對于瓣膜修復技術的研究具有重要意義，通過對比瓣膜修復前后的正向導通性、瓣葉的結合程度、瓣膜的RV以及腱索和乳頭肌受力大小等因素，來評價和改進修復技術[17-19]。離體二尖瓣多由豬心或羊心獲取，因其大小和結構與人類瓣膜類似。離體瓣膜不像人工心臟瓣膜那樣具有較好的一致性，需要研究者制定選擇瓣膜的標準，包括心臟重量、瓣環面積、前葉高度、腱索和乳頭肌結構等。解剖時，需要將二尖瓣瓣葉、瓣環及其下組織（包括腱索、乳頭肌）完整地解剖下來。
離體二尖瓣在測試前要進行固定，再現其原有的生理結構，包括瓣環和瓣下結構的幾何特征。瓣葉縫合到人工二尖瓣環上，乳頭肌固定到定位裝置上[10]；見圖5a。人工瓣環多呈現與生理上相似的D形開口，其面積要根據離體瓣膜量身定制；見圖5b。Jimenez等[20]設計了更近似于生理結構的3D馬鞍形瓣環；見圖5c。圖5d展示了可靈活調整瓣環面積的人工瓣環[16]。可以動態收縮的人工瓣環對目前流行的導管植入二尖瓣技術很有意義，不僅為瓣膜的植入和錨定結構設計提供實驗手段，還能更為精準預測瓣膜植入后的性能。圖5e展示了一款可在三維空間精確調節定位的乳頭肌固定裝置[21]，對于研究乳頭肌重構具有重要意義。模擬病態二尖瓣的結構，對于理解病理機制和評價修復技術至關重要，可以預期修復技術在動物模型或臨床研究中的可能結果。目前的研究主要集中在包括擴張型心肌病在內的功能性病變上。在功能性病變中，左心室擴張，導致二尖瓣環面積增大（主要是后瓣葉），乳頭肌移位（單側或雙側外移），改變了原有的二尖瓣葉幾何結構。幾何結構的改變限制了收縮期瓣葉的運動，使得瓣葉在關閉后仍有間隙存在，關閉質量下降，形成反流。功能性病變的二尖瓣在組織結構上被認為與健康瓣膜是一致的。因此，使用健康的離體瓣膜，通過瓣環擴張和乳頭肌移位來模擬功能性病變是合適的。目前，關于健康瓣膜模擬衰退型病變的合理性仍有較大爭議。
圖5
離體二尖瓣的固定裝置
a：離體二尖瓣的固定；b：D形人工二尖瓣環；c：3D馬鞍形人工瓣環；d：可調整瓣環面積的人工瓣環；e：可精確調節定位的乳頭肌固定裝置
6 經導管植入瓣的測試
自2002年Cribier等[22]首次將經導管植入瓣應用于臨床以來，其以創傷小、恢復快等諸多優點迅速發展[15,23-24]，目前已成為心血管領域的熱點。經導管植入瓣是通過介入治療技術植入的，因此也被稱作介入瓣。介入瓣的植入不進行瓣環縫合，而是依靠瓣膜的自膨脹或球囊擴張卡在原有瓣膜處，較傳統的外科手術植入瓣膜，更容易發生瓣膜的位移甚至脫落[25]。介入瓣在體外脈動流測試時，與外科瓣有以下幾點差異：首先，介入瓣在植入人體內時，病變瓣膜沒有被去除，僅被植入的介入瓣外推，兩者之間存在間隙。病變瓣膜上的鈣化點和非正圓形態的瓣環，會導致介入瓣展開后為非圓形狀[26]，進一步加大了間隙。間隙的存在不僅引起瓣周漏，影響介入瓣的錨定，還增加了血栓形成的風險。瓣周漏屬于瓣膜RV的一部分，介入瓣的RV通常會大于同規格的外科瓣。標準中對介入瓣的RF要求為＜20%，而外科瓣僅為＜10%，并且介入瓣還需要進行額外的遷移抗性測試[26]。其次，介入瓣植入人體內，需要經歷額外的冷凍、壓縮、裝載和釋放等劇烈結構沖擊和變形，對其各部分和整體結構存在重大影響，且部分介入瓣還具有可回收和重定位的特性。在體外脈動流測試時，需要先進行與其說明書一致的瓣膜裝載和釋放步驟，將其裝入測試裝置中的相應位置，如果是具有可回收和重定位特性的介入瓣，還需要按設計的回收、重定位操作次數上限進行模擬，然后才能進行血流動力學性能測試。最后需要強調的是，對于外科瓣其預期植入位置可能不唯一，同一規格的瓣膜可用于主動脈瓣，也可用于二尖瓣。但介入瓣不同，絕大部分產品固定結構是根據預植入位置專門設計的，在置換中有明確的針對性，不可通用。在體外脈動流測試前，需要模擬瓣膜預植入位置的生理結構，包括預先的植入物（如瓣中瓣）。標準的第三部分提供了瓣膜夾具設計的指南，但沒有為最壞場景下的植入提供可接受標準。此外，因為解剖結構的巨大差異，介入瓣還需要完成如二葉瓣化等瓣膜畸形適應證的脈動流性能測試。通過以上闡述，臨床醫生就能理解，為何介入瓣在耐久性的問題上一直存在爭議[27-29]，其臨床適應證的擴展，也是嚴格基于體外測試和臨床遠期優異結果，才穩步拓展。
7 瓣膜測試的可視化
瓣膜測試的可視化使得我們對于瓣膜及其周圍流體的運動情況有了更為直觀的認識。標準中明確要求，人工心臟瓣膜的脈動流測試要有可視化流場分析的報告。實現可視化的方法主要有高速攝影法和建模仿真法。在脈動流測試中，可采用高速相機拍攝瓣膜的運動過程，可采用激光多普勒測速（laser doppler velocimetry，LDV）或數字粒子圖像測速（digital particle image velocimetry，DPIV）技術獲取瓣膜周圍流場的變化情況[30-33]。LDV是通過激光探頭檢測示蹤粒子（懸浮于液體中）的多普勒信號，再根據速度與多普勒頻率的關系得到粒子速度，從而得知粒子所在位置流場的速度。DPIV是通過多次高速攝像，記錄流場中粒子的位置，分析拍攝的圖像，從而測出流場速度的方法。DPIV對流場分析更全面，在瓣膜測試中應用更廣泛。使用計算流體動力學（computational fluid dynamics，CFD）可以實現對瓣膜周圍流場的仿真分析，評估在體和體外難以測量的流動參數，如流場的剪切力和血液損傷[34]，這對血栓形成的評估極為重要[35]。但CFD分析也需要相關的邊界條件，如進、出口的壓力和流量，通常是由體外脈動流測試或臨床數據提供。ISO推薦了一種體外測試、臨床數據與CFD仿真相結合的綜合方法[36]，用于對潛在的血栓形成進行評估；見圖6。根據體外試驗（如DPIV）驗證CFD計算的正確性。然后，使用臨床數據定義邊界和血流動力學條件，進行CFD計算。將計算結果（如高剪切力、二次流、流動停滯區的存在）與試驗中血栓形成的位置相關聯。一旦實現相關性，就可以根據這種綜合方法進行血栓評估。
圖6
綜合血栓評估方法示例
8 總結與展望
迄今為止，還沒有一種人工心臟瓣膜可以和自然瓣膜相媲美[5]，其發展還有很長的路要走。血流動力學性能是瓣膜最重要的性能，體外血流動力學性能測試無論是對人工心臟瓣膜的改進還是對原生瓣膜的修復都起到了至關重要的作用[37]。目前而言，瓣膜體外測試的結果與其植入后的效果是否存在直接的相關性還有待進一步證實，但其對于臨床的準入依舊是“金標準”。
隨著人工心臟瓣膜的多樣化和個體化發展，以及層出不窮的瓣膜修復技術，體外測試裝置為適應不同場景、不同條件的需求也呈現出多樣性，給瓣膜體外測試工作帶來了新的挑戰。不得不承認，我國在人工心臟瓣膜方面的標準制定還落后于發達國家。國家標準《GB 12279-2008 心血管植入物人工心臟瓣膜》（等同采用《ISO 5840-1996. Cardiovascular implants—Cardiac valve prostheses》）已經發布了十余年，仍未進行修訂。在這十余年里心臟瓣膜領域已經有了巨大變化，尤其是介入瓣的興起，而在這方面我國僅有一個行業標準《YY/T 1449.3-2016心血管植入物 人工心臟瓣膜 第3部分：經導管植入式人工心臟瓣膜》（等同采用《ISO 5840-3:2013. Cardiovascular implants—Cardiac valve prostheses—Part 3: Heart valve substitutes implanted by transcatheter techniques》）。但毫無疑問，隨著人工心臟瓣膜，尤其是介入瓣膜在我國的廣泛使用，瓣膜測試領域也將迎來高速的發展。此外，本文成稿時獲悉，ISO 5840-2015的轉化工作已完成，新版國家標準GB 12279即將發布。
利益沖突：無。
作者貢獻：潘湘斌負責設計論文；王顥、朱達負責資料整理、分析及論文撰寫、修改；包翔宇負責部分論文撰寫并提供圖片資料；賀照明、劉麗、潘湘斌負責論文審閱；賀照明負責英文摘要修改和潤色。
