脈動流實驗不僅能對各種人工心臟瓣膜（prosthetic heart valves，PHV）在臨床前對臨床安全性和有效性進行評估，而且在最新的計算模型和流體仿真實驗中起著重要作用，能夠為PHV的性能優化提供實驗依據，被認為是評價PHV流體力學性能的金標準。本文主要回顧脈動流實驗的發展歷史，闡述常用脈動流模擬裝置的特點，并討論脈動流實驗未來的發展方向。目前國外在脈動流模擬裝置的研發方面處于領先地位，國內在此領域有很大的發展空間，期望能得到進一步的關注和研究。
1952年9月11日，美國華盛頓特區喬治敦大學醫院的Hufnagel醫生[1]在歷史上首次將自制的人工心臟瓣膜 （prosthetic heart valves，PHV）植入患者的降主動脈，開辟了治療心臟瓣膜疾病的外科領域，自此，各種類型的人工心臟瓣膜相繼問世[2]。根據最新國際標準ISO5840-1:2021[3]和現行國家標準GB12279-2008[4]，研究機構和生產廠家對PHV從研制到臨床應用，需經過體外實驗、體內（動物）實驗和臨床試驗3個環節。
1 體外脈動流實驗的應用
由于PHV存在非生理性的流體動力學特性，因此患者出現不可避免的相關并發癥。體外脈動流實驗不但可以模擬人體循環生理特性，同時能排除其它干擾因素，達到離體實驗模擬在體狀態的目的，準確客觀地評估PHV流體動力學性能參數[5]。研究[6]表明，脈動流實驗不僅是測試PHV安全性和有效性的重要方法，也是評價各種PHV流體力學性能參數的金標準，促使PHV得到不斷的改進和更新。回顧脈動流實驗長達半個多世紀的探索和發展歷史，基本和PHV在心臟瓣膜外科的臨床應用同步進展。
2 PHV脈動流實驗研究進展
早在20世紀50年代初至60年代，為了了解人體生理循環的血流動力學情況，美國的McMillan等[7]于1952年報道了用推動液體模擬脈動流，對尸體的主動脈瓣膜移動狀態進行拍攝。此后人們便開始了對PHV的初步探索，使脈動流實驗得到了初步發展。1956年美國的Davila等[8]最先設計出了公認的脈動流模擬裝置，用于研究籠球瓣流體動力學性能，之后美國、英國、西德等國家相繼建立了專門研制PHV的研究機構，并進行了大量的脈動流實驗研究和脈動流模擬裝置的設計；見圖1。
2.1 PHV流體動力學性能的研究
隨著心臟外科手術在20世紀60年代的快速進步，出現了各種各樣PHV，同時人們也逐漸認識到PHV的血流動力學性能和術后并發癥直接相關，因此對PHV的脈動流實驗研究與日俱增。當時存在的問題包括脈動流模擬裝置的設計和性能差異、實驗流體種類和粘度、實驗管道的形狀、實驗過程中脈動波形與人體生理性脈動波形不相符等。如當時的文獻總結，脈動流模擬裝置雖有一定的調節收縮和心輸出量的性能，但不能模擬人體心臟血管的解剖和生理搏動特性，對PHV的體外實驗結果既沒有統一標準也沒有可比性；但較50年代的進展在于實驗過程相對系統化和可視化[9]。
1962年瑞典的Bjork等[10]提出脈動流模擬裝置的5個部分，包括可調節壓力的脈動流驅動器、模擬心室、主動脈段、動脈阻抗和左心房腔。1963年美國Steinmetz等[11]的實驗報道了以水為實驗流體，通過肉眼直接觀察PHV啟閉過程并用高速攝影機進行慢動作觀察研究。1966年美國Davey等[12]和Smeloff等[13]首次用懸浮于流體中的微小鋁粒子，利用高速攝影機研究PHV的啟閉過程并定性描述了其流體特征。1968年Kaster等[14]首次利用計算機控制脈動流模擬裝置，并在網絡上提供測試數據用于PHV的開發設計。1969年西德Wieting等[15]的實驗模擬了近似心臟解剖形狀和仿生循環系統并應用了氣動動力驅動器，首次定量描述了PHV在主動脈瓣位產生的反流量；但是實驗沒有模擬出生理性脈動波形和前后負荷，因此無法評估PHV在體內的性能[16]。同年英國的Bellhouse等[17]模擬了主動脈竇部結構和搏動下可舒縮的“橡膠袋”左心室結構，對主動脈瓣膜啟閉的研究做出了重要貢獻，使PHV的體外實驗分析定量化，其提出的主動脈瓣膜流體動力學理論得到了廣泛認可[18]。
2.2 PHV和脈動流實驗裝置的快速發展
20世紀70年代雙葉機械瓣問世后，脈動流實驗得到了更快速地發展，以滿足對瓣膜性能測試以及各種PHV比較的研究。此時，脈動流實驗研究傾向于對心臟解剖和生理性脈動波形的進一步模擬，從而出現了越來越復雜的脈動流模擬裝置。如1970年荷蘭Westerhof等[21]提出只有實驗模擬出生理性脈動波形，才能準確評估PHV的流體動力學性能參數；他們先后利用數學模型建立了符合生理循環的血壓控制系統，其研制的心室腔壓力和動脈阻抗模擬器被廣泛應用，使脈動流實驗取得重大進展[22]。1971年英國的Wright等[23]首次用風速儀探頭作為壓力傳感器測量PHV的流速獲得成功。1972年美國的Duff等[24]借助攝影機通過透明有機玻璃，對PHV上下游的流場和跨瓣壓差進行了定性定量研究。1972—1978年，美國Hwang和德國Wieting[25]合作研發了熱膜測速探頭做為壓力傳感器，成功測量出PHV在二尖瓣位的切應力和湍流的分布，缺點是插入實驗裝置內的探頭會對流場結果產生影響。1977年英國的Cornhil等[26]首次描述了能模擬出生理性脈動波形的實驗裝置，并能調節壓力、流量、脈動頻率、收縮時間比和循環阻力等參數，提出了脈動流實驗裝置需要足的3個條件：（1）通用的測試參數和范圍；（2）避免針對特定PHV或部位的偏差；（3）能準確地模擬生理性脈動波形曲線。1978年美國的Yoganathan等[27]研制的實驗裝置首次利用多普勒技術，量化分析了多種PHV在主動脈瓣位的性能，同時與人體內的血流動力學數據進行對比，對評價PHV流體動力學性能和改進PHV設計方面起到了重大作用[28]。同年英國Gentle等[29]首次設計了具有收縮性能的硅制模擬左心房和左心室，針對二尖瓣位的PHV進行了脈動流實驗研究。1979年加拿大Scotten團隊[30]研制了可電腦編程的實驗裝置并提出實驗流體特性對PHV的流體動力學性能有明顯影響。
2.3 脈動流實驗的規范化和標準化
到20世紀80年代，第一版PHV國際標準ISO5840-1984[31]發布，對市場中各種PHV的流體動力學參數做了統一要求，同時提出了體外實驗測試PHV的規范，但對實驗裝置本身沒有作出統一標準。當時有文獻[32]指出由于脈動流模擬裝置的設計和實驗過程缺乏標準規范，不同實驗室之間的PHV性能測試結果并不一致也沒有可比性，分析其原因是不同實驗室之間測試流量、壓力的方法，統計學樣本量和相關參數計算公式均不一致[33]。因此，這段時期內脈動流實驗向規范化和標準化得到了進一步發展。如德國亞琛亥姆霍茲研究所的Reul等[20,34]經過數十年的研究，提出的生理相似性概念，包括實驗中液體容量、模擬頻率、裝置順應性等與人體的相似性問題，總結了影響脈動流實驗研究的3個因素：（1）生理相似性因素，基于PHV的跨瓣壓差與流量的大小、前后負荷密切相關，因此實驗在一定的頻率范圍模擬生理性脈動波形相似性；（2）解剖相似性因素，即應具有人體心血管解剖的幾何相似性；（3）實驗流體相似性因素，即實驗流體容積與生理血容量比例應是1∶1；粘度應與血液相似并推薦室溫下的36%含水甘油混合物。
1988年Reul等[20,35]研制出了具有開創性意義的實驗模擬裝置（圖1），即模擬出左心房、左心室、主動脈及外周動、靜脈阻抗，并使用了與心臟解剖近似的硅膠鑄形模擬心腔和帶有3個主動脈竇的硅膠模擬主動脈；驅動器為計算機控制的液壓活塞，可按生理性脈動波形進行收縮和舒張；同時可調控的阻力元件模擬外周動、靜脈阻抗。實現了計算機控制的脈動流實驗，最大程度地避免了以往實驗過程中的系統誤差。Reul等對當時的多種PHV進行了體外測試和對比研究，使脈動流實驗向具有可比性、可靠性方面邁出了重要一步；并為PHV的改進和開發提供了可靠的實驗基礎。同時期還有Chandran等[36]首次利用激光多普勒測速儀技術對多種PHV進行了可視化的測量，并于1989年用人類尸體左心室、左心房和主動脈組成的實驗裝置，對二尖瓣位的PHV進行研究，其貢獻有PHV的開口方向和實驗流體對PHV性能的影響等方面的研究[37]。國內于80年代，由清華大學席葆樹課題組[38]和原成都科技大學陳君楷等先后研制了我國第一代脈動流模擬裝置。
2.4 計算機與激光技術的應用
20世紀90年代隨著電子計算機和激光技術的發展，脈動流實驗的發展向人體相似性進一步邁進，從實驗和理論上對PHV的研究都取得了巨大進步，但仍沒有對實驗裝置和過程提出統一標準。需要特別指出的是這段時期內，美國的Hwang和德國的Reul合作研制的計算機控制下的實驗利用激光多普勒風速儀對PHV的流體動力學進行了大量詳細研究，為脈動流實驗的改進做出了重要貢獻[39-40]。1995年美國的Wu等[41]借助激光掃描技術對雙葉瓣進行研究，證實了Hwang和Reul的脈動流實驗能較好地模擬出生理性脈動波形，并發現雙葉瓣的兩個瓣葉關閉不同步現象，提出雙葉瓣的關閉性能與瓣膜類型和模擬心率密切相關。1998年Ferrari等[42]通過計算機控制的實驗裝置模擬了心室的收縮末容積和舒張末容積，成功地將脈動流實驗應用于心室輔助裝置的研制。國內由四川大學陳君楷、樊瑜波等[43-44]相繼報道了對PHV脈動流實驗研究并對主動脈位的PHV的性能影響作了較深入的研究。
2.5 計算流體動力學分析技術的應用
進入21世紀以來，人們利用計算流體動力學（computational fluid dynamics，CFD）技術總結出PHV的流體模式與天然瓣膜的血流模式明顯不同，提出PHV的流體模式流體-結構相互作用（fluid-structure interaction，FSI）會對血液的成分產生破壞[45]。2005年美國的Yoganathan等[46]認為結合了CFD技術的脈動流實驗能夠更好地分析PHV幾何外形特征，并在高分辨率下準確得到了PHV的流體動力學參數，指出PHV的流體動力學研究方向將會是體外實驗和計算機技術之間的結合，以使脈動流實驗數據得到臨床醫生和瓣膜設計者的認可。2007年Borazjani等[47]和Dasi等[48]的實驗首次提供了PHV的瓣葉在生理條件和脈動流實驗中的瞬時流體動力學數據，并于2008年首次報道了生理條件下PHV的FSI高分辨率數值模擬，利用流體粒子圖像測速技術（particle image velocimetry，PIV）捕捉到與脈動流實驗結果一致的PHV流體動力學數據[49]。同年Sotiropoulos等[50]首次成功應用計算機曲線侵入邊界（curvilinear immersed boundary，CURVIB）技術對主動脈瓣位的PHV性能進行了高分辨率的數值模擬，驗證了該方法的可行性與可靠性。與此同時有文獻[51]指出，CFD技術與脈動流實驗相互結合只能分析流體動力學中復雜流場的二維橫截面，而PHV在人體內的三維成像測量需要進一步的研究。
時至今日，隨著CFD分析技術的發展和數值模擬的廣泛應用，眾多學者利用PIV、CURVIB技術在脈動流實驗中側重于對PHV的結構和微觀區域的流體力學特性進行研究[52-53]。這些研究應用高分辨率數值模擬在探索PHV流體動力學的細節和血栓形成等并發癥之間的關系上取得了重要進展。對PHV高分辨率數值模擬啟閉過程中血小板、紅細胞的運動研究，將為PHV的設計改進提供有價值的信息，以最大限度地減少相關并發癥，開發出理想的現代PHV。雖然自2015年發布的國際標準ISO5840-2:2015(E)[54]提出了脈動流實驗的相關規范，以避免不同實驗室之間測試方式的不同，使不同實驗室之間的測試結果具有可比性和重復性。但2019年一項13所實驗室參與的對雙葉瓣的脈動流實驗研究[6]顯示，測試出的有效瓣口面積、平均跨瓣壓差和反流百分比在不同實驗室之間的差異范圍分別為7.7%～21.6%、14.7%～45.5%和10.1%～32.8%。作者認為不同實驗室之間實驗裝置的設計（如流量、壓力傳感器的位置、模擬心腔的幾何形狀、驅動器的類型）、脈動波形和數據處理方式的不同等多種因素是這種顯著差異的來源；認為PHV的流體力學性能測試中，流量和脈動波形的調節涉及“科學”和“藝術”兩方面，建議盡量減少這些因素以使結果具有準確性和可重復性。
3 總結與展望
綜上半個多世紀的發展歷史，脈動流實驗研究隨著介入微創的廣泛應用和心臟外科的進步而不斷發展演變，同時也對PHV的研制和改進起到了巨大的推動作用[52,55]。目前人們在脈動流實驗中取得的進展，極大地提高了人們對PHV與相關并發癥之間關系的認識[56-57]。目前最新國際標準和現行國家標準仍未對脈動流模式裝置的設計、材料和實驗步驟等作出具體規定，因此，應對脈動流模擬裝置的設計統一標準并使實驗步驟規范化以提高PHV性能參數的客觀性、可比性及科學性，準確評價PHV的流體動力學性能，為臨床醫生和瓣膜設計者提供準確的實驗數據[6]。隨著脈動流實驗與現代計算機技術、醫學影像學等領域的深入結合，更精準的三維脈動流實驗也將成為現實，相信未來的PHV流體動力學性能達到更加理想的狀態。
利益沖突：無。
作者貢獻：祁亮負責論文設計，文獻查閱及論文撰寫；強彥、張祖民負責論文審閱及提出修改意見；宋兵負責論文設計、定稿。
1952年9月11日，美國華盛頓特區喬治敦大學醫院的Hufnagel醫生[1]在歷史上首次將自制的人工心臟瓣膜 （prosthetic heart valves，PHV）植入患者的降主動脈，開辟了治療心臟瓣膜疾病的外科領域，自此，各種類型的人工心臟瓣膜相繼問世[2]。根據最新國際標準ISO5840-1:2021[3]和現行國家標準GB12279-2008[4]，研究機構和生產廠家對PHV從研制到臨床應用，需經過體外實驗、體內（動物）實驗和臨床試驗3個環節。
1 體外脈動流實驗的應用
由于PHV存在非生理性的流體動力學特性，因此患者出現不可避免的相關并發癥。體外脈動流實驗不但可以模擬人體循環生理特性，同時能排除其它干擾因素，達到離體實驗模擬在體狀態的目的，準確客觀地評估PHV流體動力學性能參數[5]。研究[6]表明，脈動流實驗不僅是測試PHV安全性和有效性的重要方法，也是評價各種PHV流體力學性能參數的金標準，促使PHV得到不斷的改進和更新。回顧脈動流實驗長達半個多世紀的探索和發展歷史，基本和PHV在心臟瓣膜外科的臨床應用同步進展。
2 PHV脈動流實驗研究進展
早在20世紀50年代初至60年代，為了了解人體生理循環的血流動力學情況，美國的McMillan等[7]于1952年報道了用推動液體模擬脈動流，對尸體的主動脈瓣膜移動狀態進行拍攝。此后人們便開始了對PHV的初步探索，使脈動流實驗得到了初步發展。1956年美國的Davila等[8]最先設計出了公認的脈動流模擬裝置，用于研究籠球瓣流體動力學性能，之后美國、英國、西德等國家相繼建立了專門研制PHV的研究機構，并進行了大量的脈動流實驗研究和脈動流模擬裝置的設計；見圖1。
2.1 PHV流體動力學性能的研究
隨著心臟外科手術在20世紀60年代的快速進步，出現了各種各樣PHV，同時人們也逐漸認識到PHV的血流動力學性能和術后并發癥直接相關，因此對PHV的脈動流實驗研究與日俱增。當時存在的問題包括脈動流模擬裝置的設計和性能差異、實驗流體種類和粘度、實驗管道的形狀、實驗過程中脈動波形與人體生理性脈動波形不相符等。如當時的文獻總結，脈動流模擬裝置雖有一定的調節收縮和心輸出量的性能，但不能模擬人體心臟血管的解剖和生理搏動特性，對PHV的體外實驗結果既沒有統一標準也沒有可比性；但較50年代的進展在于實驗過程相對系統化和可視化[9]。
1962年瑞典的Bjork等[10]提出脈動流模擬裝置的5個部分，包括可調節壓力的脈動流驅動器、模擬心室、主動脈段、動脈阻抗和左心房腔。1963年美國Steinmetz等[11]的實驗報道了以水為實驗流體，通過肉眼直接觀察PHV啟閉過程并用高速攝影機進行慢動作觀察研究。1966年美國Davey等[12]和Smeloff等[13]首次用懸浮于流體中的微小鋁粒子，利用高速攝影機研究PHV的啟閉過程并定性描述了其流體特征。1968年Kaster等[14]首次利用計算機控制脈動流模擬裝置，并在網絡上提供測試數據用于PHV的開發設計。1969年西德Wieting等[15]的實驗模擬了近似心臟解剖形狀和仿生循環系統并應用了氣動動力驅動器，首次定量描述了PHV在主動脈瓣位產生的反流量；但是實驗沒有模擬出生理性脈動波形和前后負荷，因此無法評估PHV在體內的性能[16]。同年英國的Bellhouse等[17]模擬了主動脈竇部結構和搏動下可舒縮的“橡膠袋”左心室結構，對主動脈瓣膜啟閉的研究做出了重要貢獻，使PHV的體外實驗分析定量化，其提出的主動脈瓣膜流體動力學理論得到了廣泛認可[18]。
2.2 PHV和脈動流實驗裝置的快速發展
20世紀70年代雙葉機械瓣問世后，脈動流實驗得到了更快速地發展，以滿足對瓣膜性能測試以及各種PHV比較的研究。此時，脈動流實驗研究傾向于對心臟解剖和生理性脈動波形的進一步模擬，從而出現了越來越復雜的脈動流模擬裝置。如1970年荷蘭Westerhof等[21]提出只有實驗模擬出生理性脈動波形，才能準確評估PHV的流體動力學性能參數；他們先后利用數學模型建立了符合生理循環的血壓控制系統，其研制的心室腔壓力和動脈阻抗模擬器被廣泛應用，使脈動流實驗取得重大進展[22]。1971年英國的Wright等[23]首次用風速儀探頭作為壓力傳感器測量PHV的流速獲得成功。1972年美國的Duff等[24]借助攝影機通過透明有機玻璃，對PHV上下游的流場和跨瓣壓差進行了定性定量研究。1972—1978年，美國Hwang和德國Wieting[25]合作研發了熱膜測速探頭做為壓力傳感器，成功測量出PHV在二尖瓣位的切應力和湍流的分布，缺點是插入實驗裝置內的探頭會對流場結果產生影響。1977年英國的Cornhil等[26]首次描述了能模擬出生理性脈動波形的實驗裝置，并能調節壓力、流量、脈動頻率、收縮時間比和循環阻力等參數，提出了脈動流實驗裝置需要足的3個條件：（1）通用的測試參數和范圍；（2）避免針對特定PHV或部位的偏差；（3）能準確地模擬生理性脈動波形曲線。1978年美國的Yoganathan等[27]研制的實驗裝置首次利用多普勒技術，量化分析了多種PHV在主動脈瓣位的性能，同時與人體內的血流動力學數據進行對比，對評價PHV流體動力學性能和改進PHV設計方面起到了重大作用[28]。同年英國Gentle等[29]首次設計了具有收縮性能的硅制模擬左心房和左心室，針對二尖瓣位的PHV進行了脈動流實驗研究。1979年加拿大Scotten團隊[30]研制了可電腦編程的實驗裝置并提出實驗流體特性對PHV的流體動力學性能有明顯影響。
2.3 脈動流實驗的規范化和標準化
到20世紀80年代，第一版PHV國際標準ISO5840-1984[31]發布，對市場中各種PHV的流體動力學參數做了統一要求，同時提出了體外實驗測試PHV的規范，但對實驗裝置本身沒有作出統一標準。當時有文獻[32]指出由于脈動流模擬裝置的設計和實驗過程缺乏標準規范，不同實驗室之間的PHV性能測試結果并不一致也沒有可比性，分析其原因是不同實驗室之間測試流量、壓力的方法，統計學樣本量和相關參數計算公式均不一致[33]。因此，這段時期內脈動流實驗向規范化和標準化得到了進一步發展。如德國亞琛亥姆霍茲研究所的Reul等[20,34]經過數十年的研究，提出的生理相似性概念，包括實驗中液體容量、模擬頻率、裝置順應性等與人體的相似性問題，總結了影響脈動流實驗研究的3個因素：（1）生理相似性因素，基于PHV的跨瓣壓差與流量的大小、前后負荷密切相關，因此實驗在一定的頻率范圍模擬生理性脈動波形相似性；（2）解剖相似性因素，即應具有人體心血管解剖的幾何相似性；（3）實驗流體相似性因素，即實驗流體容積與生理血容量比例應是1∶1；粘度應與血液相似并推薦室溫下的36%含水甘油混合物。
1988年Reul等[20,35]研制出了具有開創性意義的實驗模擬裝置（圖1），即模擬出左心房、左心室、主動脈及外周動、靜脈阻抗，并使用了與心臟解剖近似的硅膠鑄形模擬心腔和帶有3個主動脈竇的硅膠模擬主動脈；驅動器為計算機控制的液壓活塞，可按生理性脈動波形進行收縮和舒張；同時可調控的阻力元件模擬外周動、靜脈阻抗。實現了計算機控制的脈動流實驗，最大程度地避免了以往實驗過程中的系統誤差。Reul等對當時的多種PHV進行了體外測試和對比研究，使脈動流實驗向具有可比性、可靠性方面邁出了重要一步；并為PHV的改進和開發提供了可靠的實驗基礎。同時期還有Chandran等[36]首次利用激光多普勒測速儀技術對多種PHV進行了可視化的測量，并于1989年用人類尸體左心室、左心房和主動脈組成的實驗裝置，對二尖瓣位的PHV進行研究，其貢獻有PHV的開口方向和實驗流體對PHV性能的影響等方面的研究[37]。國內于80年代，由清華大學席葆樹課題組[38]和原成都科技大學陳君楷等先后研制了我國第一代脈動流模擬裝置。
2.4 計算機與激光技術的應用
20世紀90年代隨著電子計算機和激光技術的發展，脈動流實驗的發展向人體相似性進一步邁進，從實驗和理論上對PHV的研究都取得了巨大進步，但仍沒有對實驗裝置和過程提出統一標準。需要特別指出的是這段時期內，美國的Hwang和德國的Reul合作研制的計算機控制下的實驗利用激光多普勒風速儀對PHV的流體動力學進行了大量詳細研究，為脈動流實驗的改進做出了重要貢獻[39-40]。1995年美國的Wu等[41]借助激光掃描技術對雙葉瓣進行研究，證實了Hwang和Reul的脈動流實驗能較好地模擬出生理性脈動波形，并發現雙葉瓣的兩個瓣葉關閉不同步現象，提出雙葉瓣的關閉性能與瓣膜類型和模擬心率密切相關。1998年Ferrari等[42]通過計算機控制的實驗裝置模擬了心室的收縮末容積和舒張末容積，成功地將脈動流實驗應用于心室輔助裝置的研制。國內由四川大學陳君楷、樊瑜波等[43-44]相繼報道了對PHV脈動流實驗研究并對主動脈位的PHV的性能影響作了較深入的研究。
2.5 計算流體動力學分析技術的應用
進入21世紀以來，人們利用計算流體動力學（computational fluid dynamics，CFD）技術總結出PHV的流體模式與天然瓣膜的血流模式明顯不同，提出PHV的流體模式流體-結構相互作用（fluid-structure interaction，FSI）會對血液的成分產生破壞[45]。2005年美國的Yoganathan等[46]認為結合了CFD技術的脈動流實驗能夠更好地分析PHV幾何外形特征，并在高分辨率下準確得到了PHV的流體動力學參數，指出PHV的流體動力學研究方向將會是體外實驗和計算機技術之間的結合，以使脈動流實驗數據得到臨床醫生和瓣膜設計者的認可。2007年Borazjani等[47]和Dasi等[48]的實驗首次提供了PHV的瓣葉在生理條件和脈動流實驗中的瞬時流體動力學數據，并于2008年首次報道了生理條件下PHV的FSI高分辨率數值模擬，利用流體粒子圖像測速技術（particle image velocimetry，PIV）捕捉到與脈動流實驗結果一致的PHV流體動力學數據[49]。同年Sotiropoulos等[50]首次成功應用計算機曲線侵入邊界（curvilinear immersed boundary，CURVIB）技術對主動脈瓣位的PHV性能進行了高分辨率的數值模擬，驗證了該方法的可行性與可靠性。與此同時有文獻[51]指出，CFD技術與脈動流實驗相互結合只能分析流體動力學中復雜流場的二維橫截面，而PHV在人體內的三維成像測量需要進一步的研究。
時至今日，隨著CFD分析技術的發展和數值模擬的廣泛應用，眾多學者利用PIV、CURVIB技術在脈動流實驗中側重于對PHV的結構和微觀區域的流體力學特性進行研究[52-53]。這些研究應用高分辨率數值模擬在探索PHV流體動力學的細節和血栓形成等并發癥之間的關系上取得了重要進展。對PHV高分辨率數值模擬啟閉過程中血小板、紅細胞的運動研究，將為PHV的設計改進提供有價值的信息，以最大限度地減少相關并發癥，開發出理想的現代PHV。雖然自2015年發布的國際標準ISO5840-2:2015(E)[54]提出了脈動流實驗的相關規范，以避免不同實驗室之間測試方式的不同，使不同實驗室之間的測試結果具有可比性和重復性。但2019年一項13所實驗室參與的對雙葉瓣的脈動流實驗研究[6]顯示，測試出的有效瓣口面積、平均跨瓣壓差和反流百分比在不同實驗室之間的差異范圍分別為7.7%～21.6%、14.7%～45.5%和10.1%～32.8%。作者認為不同實驗室之間實驗裝置的設計（如流量、壓力傳感器的位置、模擬心腔的幾何形狀、驅動器的類型）、脈動波形和數據處理方式的不同等多種因素是這種顯著差異的來源；認為PHV的流體力學性能測試中，流量和脈動波形的調節涉及“科學”和“藝術”兩方面，建議盡量減少這些因素以使結果具有準確性和可重復性。
3 總結與展望
綜上半個多世紀的發展歷史，脈動流實驗研究隨著介入微創的廣泛應用和心臟外科的進步而不斷發展演變，同時也對PHV的研制和改進起到了巨大的推動作用[52,55]。目前人們在脈動流實驗中取得的進展，極大地提高了人們對PHV與相關并發癥之間關系的認識[56-57]。目前最新國際標準和現行國家標準仍未對脈動流模式裝置的設計、材料和實驗步驟等作出具體規定，因此，應對脈動流模擬裝置的設計統一標準并使實驗步驟規范化以提高PHV性能參數的客觀性、可比性及科學性，準確評價PHV的流體動力學性能，為臨床醫生和瓣膜設計者提供準確的實驗數據[6]。隨著脈動流實驗與現代計算機技術、醫學影像學等領域的深入結合，更精準的三維脈動流實驗也將成為現實，相信未來的PHV流體動力學性能達到更加理想的狀態。
利益沖突：無。
作者貢獻：祁亮負責論文設計，文獻查閱及論文撰寫；強彥、張祖民負責論文審閱及提出修改意見；宋兵負責論文設計、定稿。
