4.2.3 生物瓣假体的计算机仿真
心脏瓣膜的完整运动非常复杂，如果在计算机仿真过程中希望将流体、固体和两者之间的交互作用的细节都捕捉和匹配，其工程量和计算量是巨大的。因此在现实研究中，针对不同的研究问题，往往会选择不同的计算方法。
1）结构力学仿真
结构力学仿真可分为准静态（quasi-static，QS）和显式动态（explicit dynamic）两种，在早期瓣膜仿真中主要用于研究瓣膜自身和/或与周围组织之间交互作用的纯固体问题。由于固体力学的计算方法快速、稳健，材料本构研究透彻，结构力学仿真可以帮助瓣膜设计者直观获得瓣膜关闭时瓣叶上的应力和应变分布情况，并基于这些基本的力学信息对耐久性、疲劳性、永久变形等信息做出快速判断。但由于这一方法往往忽略了血液黏度、血液和瓣膜之间的交互作用，也不考虑血液质量、惯性带来的类似瓣膜开闭过程中流速突然变化引起的“水锤”效应，导致其分析结果往往有一定偏差，在舒张期时瓣膜的受力一般比真实情况偏小。
2）计算流体力学仿真
计算流体力学在瓣膜性能的研究中主要研究纯血流问题。在这类仿真中，流体的边界被事先定义，以避免固体域与流体域的计算结果相互传递带来的时间损耗和计算失稳。当研究稳态流问题时，流体域的边界可直接从医学影像或者其他测量手段获得；如果研究心动周期过程中脉动压力的血液动力学问题，则可以采用瓣膜几何三维实时重建的办法处理。在这种情况下，固体域的坐标和位移情况需要通过其他办法获取（例如从基于时间的医学影像中获取，或是通过时间函数控制固体域在液体中运动，然后再添加或者更新在流体域中作为边界。在每个时间步中，流体网格需要被更新以符合更新后的瓣叶及血管边界，然后隐式和迭代地求解流体方程，直到达到收敛为止。运用结合动边界的CFD方法可更精细地分析主动脉内的血液动力学信息，包括速度场、压力场、壁面切应力等，但其结果受边界准确性的影响较大。
3）流固耦合仿真
为了更好地分析血流和瓣膜、主动脉根血管之间的相互作用，双向的流固耦合是必要的。在这样的仿真中，流体域和固体域之间的速度、压力等变量需要实时进行传递，如果设置得当可研究完整心动周期的瓣膜受力情况。但是在瓣膜仿真中，应用双向流固耦合方法也是有很多挑战的，其中最大的问题是瓣叶打开时的快速运动，以及瓣叶关闭时的相互接触，都有可能引起流体域网格的网格拓扑发生剧烈变化而导致计算不收敛。因此，对于不同研究和不同商业化软件，计算双向流固耦合也有不同的计算方法，其中包括任意拉格朗日-欧拉方法（ALE），光滑粒子流体动力学方法（SPH）和浸没边界法（IBM），其原理介绍见本书第1章。(https://www.daowen.com)
4）边界条件设置
边界条件的设定包括固定压力流量边界条件及动态压力流量边界条件两种。
固定压力流量边界条件适用于稳态流或者准静态问题的研究。对于稳态流问题，为了实现更稳健的计算收敛和更准确的计算精度，往往使用入口固定压力而出口固定流速的方法设置边界条件。而对于准静态的纯固体问题，则可选择直接把峰值的跨瓣压力直接施加在瓣膜面向主动脉侧。
动态压力流量波形一般分别采集左心室内和主动脉内的血压和血流在一个或多个心动周期内随时间的变化曲线作为仿真边界条件输入，如图4-8即为ISO 5840-3中所给出的一种标准压力流量波形。动态压力流量边界条件适用于包括结构显式动态分析和流体的SPH、动边界CFD、ALE和IBM等算法。对于结构的显示动态问题，心室侧和主动脉侧的压力波形被直接施加在瓣叶两侧；对于SPH和IBM算法，跨瓣压力波形施加在出入口边界上；对于动边界CFD问题和ALE问题，则还是采用入口压力波形和出口流量边界条件比较稳健。
图4-8 主动脉前向流间隔的正压周期示意图
1—主动脉压力波形；2—左心室压力波形；3—主动脉流量波形；
a—正压计算范围；b—均方根前向流量计算范围