成人主动脉瓣置换术的早期结局显示出令人满意的血流动力学性能，但要进一步的临床研究来评估长期生物稳定性和生物相容性。

  机械瓣膜的主体问题是血栓形成的高风险，因此就需要终生使用抗凝剂。尽管生物瓣膜已显示出与天然瓣膜相当的血流动力学流量，并且比机械瓣膜更少的血栓形成事件，但它们可能会引发免疫反应，从而加速结构瓣膜恶化。同种移植的主要缺点是供体供应有限和较小尺寸的可用性。对于所有瓣膜类型，结构性瓣膜恶化和躯体生长导致儿科患者需要重复瓣膜手术。

  尽管自 1950 年代以来，聚合物心脏瓣膜 （PHV） 一直是研究的主题，但最近已显示出临床潜力。成人主动脉瓣置换术的早期结局显示出令人满意的血流动力学性能，但要进一步的临床研究来评估长期生物稳定性和生物相容性。

  本研究开发一种具有优化几何形状的PHV，通过增加有效孔板面积（EOA）和比较不同叶片厚度的瓣膜的性能来改善其流体动力学功能。这项研究是之前开发的仿生瓣膜设计的延续，在该设计中，使用自体肺动脉瓣的计算机断层扫描扫描图像来推导基于自体瓣膜的几何形状。在本研究中，瓣膜的直径从 30 mm（成人）缩小到 18 mm（儿科），以测试它们在肺部位置的性能和对儿科患者的适用性。改进了无叶边缘的几何形状，以最大限度地减少共合间隙。此外，使用任意拉格朗日-欧拉 （ALE） 与浸没式固体方法耦合进行流固耦合 （FSI） 模拟，这使我们也可以考虑流体运动的影响，并计算计算机模拟的EOA。在FSI模拟中，评估了仿生瓣膜的收缩功能和应力分布的性能。PHV原型使用聚氨酯以相同的设计制造，并在脉冲复制器系统中来测试，以评估其流体动力学性能，并将其开启行为与计算机预测结果进行比较。

  如前所述，基于显微 CT 扫描的绵羊瓣膜开发了一种仿生瓣膜几何形状。选择绵羊瓣膜用于本研究，因为它的解剖结构与人体瓣膜相对相似，也因为它可以很容易地从当地屠夫那里获得。简而言之，为了创建模拟天然瓣膜自然曲率的瓣叶几何形状，提取了一条纵向穿过瓣叶表面中间的曲线。该曲线是使用三阶多项式函数定义的。制作了该曲线的三个副本并放样在一起（在选定的边缘之间构建了曲面），以生成单个瓣叶几何形状。

  将该单瓣膜绕瓣膜中心轴旋转，形成三瓣膜。由于瓣叶呈弯曲状，结果是瓣膜尖重叠，如图所示图1，B。在以前的方法中，这是通过将瓣叶相对于中心轴相互拉开来解决的，直到它们不再重叠。这不可避免地在自由边（图1，C）。尽管这种几何形状在收缩期间的计算性能非常好，但评估闭合性能的其他计算机和体外研究表明，可以最大限度地减少连合处的间隙以减少反流，从而优化功能。

  图1分步图显示了仿生阀门设计的设计过程，并最大限度地减少了复合间隙。A、瓣膜侧视图;绿色箭头表示阀门的顶视图，其中说明了以下步骤。B，三叶瓣膜是通过将突出的小叶绕具有重叠尖端的中心轴旋转而发展而来的。C，通过将传单从中心轴线拉开而产生的原始设计。D，重叠的叶状几何形状，从阀门中心到每个连合处绘制的线，用于重新定义自由边。E， 改进的瓣叶设计，由新的自由边缘和原始的基于方程的曲线定义，由显微CT扫描得出。 F， 圆角小叶几何形状，腹部区域更光滑。G，全仿生三叶阀设计，最小化复合间隙。

  在新的和改进的设计中，在每个瓣叶之间从连合到瓣膜中心画了一条线 条线重新定义了自由边。除了现有的 3 条基于三阶多项式的曲线外，每个传单几何形状都使用新构建的线重新放高。然而，所得表面在小叶表面的曲率发生了急剧变化（图1，E），因此就需要切片才可以获得更平滑的小叶曲率（图1，F）。生成的瓣膜（如图1，G）然后通过体外和计算机模拟方法测试其流体动力学性能。

  PHV试制采用浸涂技术生产。简而言之，基于上述设计的模具是使用聚丙烯长丝进行3D打印（Flashforge Adventurer 4 3D打印机）的。然后将模具手动浸涂在硅氧烷基聚氨酯（PSU;Chronosil 85A，AdvanceSource Biomaterials）溶于四氢呋喃中。之所以选择PSU，是因为其易于制造、良好的机械性能以及与聚四氟乙烯等其他聚合物相比在生物性能方面的潜在改进。优化了浸涂工艺的温度和浸泡时间等参数，提高了瓣叶厚度的均匀性，减少了气泡的形成。然后将涂层模具倒置（瓣叶的流出面朝下）干燥，然后去除涂层并用手术刀片打开顶部孔口，获得直径为 18 毫米的瓣膜 （图2，A）。通过改变PSU浓度实现不同的小叶厚度，这被确定为溶液的制造极限。在瓣叶的不同位置测量瓣膜的厚度（图2，B）。对于每种浓度测试，在 3 个不同阀门中记录所有小叶的厚度，每种浓度总共 9 个数据点。

  图2A、制造工艺示意图。心脏瓣膜模具使用聚丙烯进行 3D 打印，然后浸入聚硅氧烷聚氨酯 （PSU） 溶液中。溶剂蒸发后，聚合物心脏瓣膜（PHV）可以从模具上取下。B，PHV，红色圆圈表示测量厚度的位置。HV：心脏瓣膜;THF，四氢呋喃。

  用于计算有效孔口面积 （EOA） 和反流分数 （RF） 等性能指标的公式均来自该ISO 5840 标准标准。

  图4A，使用聚硅氧烷聚氨酯 （PSU） 生产的聚合物心脏瓣膜 （PHV） 中瓣膜不同位置的厚度 13 w/v%。厚度从小叶游离边缘的中心向两侧（朝向连合处）和向下（朝向腹部）递减。方框从第一个四分位数到第三个四分位数，胡须表示最小-最大范围，线表示中位数。B， w 的值1适用于使用不相同PSU浓度生产的PHV。框表示第一到第三个四分位数范围，晶须表示最小到最大范围。C和D，厚度对有效孔口面积（EOA）和反流分数（RF）的影响;两个图形中的阴影区域突出显示了趋势。E， 评估阀门在正常紧张条件下的开启（顶部）和关闭（底部）性能，并增加w值1厚度，从左到右：110、150、180 和 200 μm。

  图 E1所有测试的 PSU 浓度在传单不同点的厚度分散。请注意，对于所有浓度，厚度都遵循某种相似的趋势，在无叶边缘 （w1） 的中心最高，在瓣膜下方的底部 （w4） 最薄。14 w/v% PSU 阀门在 w5 处的厚度没有遵循趋势，因此将在未来的实验中进一步研究。注意浸涂工艺在溶剂蒸发后产生 100% PSU 层（因此，材料特性不会改变）。该层的厚度主要根据粘度 (μ) 和密度 (ρ) 浸渍溶液，这取决于PSU的浓度。

  仿真使用商业软件LS-DYNA 2023R1 （Ansys）。ALE方法结合软件中嵌入的浸没式固体方法，研究了通过心脏瓣膜的流体流动与瓣膜变形之间的FSI。通过从流体动力学测试结果获得的压力梯度，模拟了在流体运动的动态压力载荷下阀门的结构变形。在该模型中，假设流体是不可压缩的，密度为 1000 kg m−3，并且是无粘的。

  在模拟中，瓣叶通过瓣叶间区域连接到管道。假设导管的厚度为 400 μm，研究了 4 个小叶厚度（110、150、180 和 200 μm），涵盖了体外测试的范围。选择这些厚度来表示自由边中心的厚度 （w1）为本研究的体外方面合成的PHV原型。壳单元用于构建结构网格，并在所有表面上施加 0.75 mm 的单元尺寸，总共有 70,000 个单元（主要是六面体），如下所示图3.使用0.65和0.5 mm的精细单元尺寸进行基本情况模拟，以确保结果的准确性。所得EOA值之间的差异为1%，因此0.75 mm被认为是足够的，并被选择用于所有未来的模拟，以减少计算时间。

  图5实验（实线）和模拟（虚线）之间的数据比较，叶片厚度为110 μm，压差曲线（蓝色;左侧y轴）和流速（红色;右侧y轴）。模拟线仅涵盖收缩期。蓝色和红色虚线分别表示左轴和右轴的 0。

  比较了叶片厚度为 110、150、180 和 200 μm 的阀门的位移和应力分布曲线.一般来说，瓣叶较薄的瓣膜在卡通行为方面表现更好。前面定义的 Snap-through，13描述一种瓣膜，其瓣叶在收缩期间可以弯曲自然曲率，以实现最大开度。随着小叶厚度的增加，小叶的最大位移和EOA均减小（图7），表现出较弱的移动性。这种模式与实验结果一致。然而，不同厚度的应力分布没有显著差异，如图6.最大应力从1.3 MPa到1.7 MPa不等，在连合处周围以及小叶和导管连接的边缘观察到。

  图6位移（左）和应力分布（右）从侧面和顶部视图看，具有不一样叶片厚度：110 μm （A）、150 μm （B）、180 μm （C） 和 200 μm （D）。

  图7小叶厚度（w1）的有效孔口面积与实验结果之间的有效孔口面积。请注意，模拟和实验的数据点重叠为 180 μm。EOA， 有效孔口面积。

  该研究提出了一个耦合的工作流程，用于评估具有改进的自由边缘几何形状的聚合物瓣膜设计的性能。瓣叶表现出良好的活动性;然而，手工制造过程的限制阻碍了对材料厚度的精细控制。由此产生的PHV原型显示EOA和RF范围为1.05 cm2至 1.35 厘米2和 4% 至 6.5%，并且根据 ISO 5840-2 在流体动力学上是可接受的。一般来说，瓣叶较薄的瓣膜会导致较大的孔口面积，但也会导致轻微的反流。从计算上看，相同的瓣膜对应物表现出 1.2 至 1.3 cm 的 EOA，与体外原型相当。在计算机模拟研究中，还说明了瓣膜较薄的卡扣，并表明应力分布曲线不受瓣膜厚度的显着影响。要进一步研究厚度对耐久性、缝合线保持力和柔性导管测试的影响。