曹立波 黃俊錕 金 科

1(湖南大學(xué)汽車車身先進(jìn)設(shè)計(jì)制造國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，長(zhǎng)沙 410082)2(湖南省兒童醫(yī)院放射科， 長(zhǎng)沙 410007)

1.5歲兒童頭部有限元模型的建立及驗(yàn)證

曹立波1*黃俊錕1金 科2

1(湖南大學(xué)汽車車身先進(jìn)設(shè)計(jì)制造國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，長(zhǎng)沙 410082)2(湖南省兒童醫(yī)院放射科， 長(zhǎng)沙 410007)

利用1.5歲兒童頭部MRI和CT掃描數(shù)據(jù)，通過醫(yī)學(xué)掃描斷層圖像三維重構(gòu)和有限元前處理，建立一個(gè)具有高度解剖學(xué)細(xì)節(jié)的1.5歲兒童頭部有限元模型并賦予其最新公布的兒童顱骨材料參數(shù)。利用這個(gè)頭部模型重構(gòu)Loyd開展的兒童尸體頭部跌落試驗(yàn)(17個(gè)樣本)，將仿真輸出的加速度歷程曲線和尸體試驗(yàn)曲線的加速度峰值、脈沖持續(xù)時(shí)間等進(jìn)行對(duì)比。結(jié)果表明，該模型能夠反映跌落工況中兒童頭部的受載情況，具有良好的生物逼真度。30 cm跌落高度下，枕部撞擊時(shí)得到最大HIC值357；不同跌落工況的頭部顱內(nèi)壓力分析顯示，兒童頭部遭受撞擊時(shí)，顱內(nèi)壓的分布滿足經(jīng)典的撞擊壓-對(duì)撞壓產(chǎn)生理論；相比前額撞擊和枕部撞擊，顱頂撞擊和側(cè)向頂骨撞擊的撞擊側(cè)正壓力峰值較大，最大值分別為241.6 和157.3 kPa，遭受同側(cè)腦挫裂傷的風(fēng)險(xiǎn)較高；枕部撞擊工況下，撞擊對(duì)側(cè)的負(fù)壓力峰值大于其他撞擊工況，最大值為-74.4 kPa，遭受對(duì)側(cè)腦挫裂傷的風(fēng)險(xiǎn)較高。跌落高度增加時(shí)，HIC和顱內(nèi)壓力峰值增大，損傷風(fēng)險(xiǎn)隨之增加。

1.5歲兒童；有限元模型；尸體試驗(yàn)；顱內(nèi)壓

引言

頭部損傷因其高發(fā)率和高致命率已成為威脅兒童生命安全的重要因素，造成兒童頭部損傷的主要原因有交通事故、跌落和虐待等[1]。在美國(guó)，由頭部損傷造成的兒童死亡人數(shù)占兒童總死亡人數(shù)的29%[2]，研究表明，當(dāng)腦損傷的程度相近時(shí)，兒童將承擔(dān)比成年人更差的結(jié)果[3]；兒童時(shí)期遭受頭部損傷，將會(huì)給傷者帶來持續(xù)一生的精神傷害，給家庭和社會(huì)帶來沉重的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。因此，兒童顱腦損傷機(jī)理研究及相關(guān)防護(hù)裝置的開發(fā)，成為近期損傷生物力學(xué)領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)。

國(guó)內(nèi)外通過尸體實(shí)驗(yàn)及有限元仿真等方法，對(duì)成人頭部因碰撞、跌落等造成顱腦損傷的損傷機(jī)理和耐受極限開展了較為深入的研究[4]；而在兒童頭部損傷的研究中，由于倫理道德的限制，難以獲得足量的兒童尸體樣本用于開展生物力學(xué)試驗(yàn)。目前，兒童頭部組織材料試驗(yàn)僅有McPherson 和 Kriewall[5]、Margulies 和 Thibault[6]、Davis 等[7]、Chatelin等[8]及Wang等[9]的研究，而Weber等[10]、Prange等[11]及Loyd[12]則僅研究了頭部的整體響應(yīng)特性。由于樣本數(shù)量較少，所以兒童尸體試驗(yàn)結(jié)果是否具有代表性仍有待探究。不過，有限元數(shù)字仿真研究方面則取得了較多的成果，目前已有多個(gè)不同年齡的兒童頭部有限元模型被開發(fā)及應(yīng)用：Klinich等開發(fā)了一個(gè)6個(gè)月的嬰兒頭部有限元模型，利用兒童假人試驗(yàn)和計(jì)算機(jī)仿真結(jié)合的方法進(jìn)行事故重建，以研究嬰兒在受到氣囊展開的沖擊時(shí)頭部的損傷情況[13]；Roth等建立了一個(gè)6個(gè)月的嬰兒頭部有限元模型，并對(duì)嬰兒在受到搖晃和撞擊時(shí)的顱腦損傷進(jìn)行了對(duì)比研究[14]。此外，該頭部模型還被用于研究縮放方法在兒童頭部有限元建模和頭部損傷研究中的局限性[15]；除了嬰兒頭部模型外，Roth等還建立了一個(gè) 3歲兒童頭部模型，利用該模型重建了25起真實(shí)事故，并提出了兒童腦部神經(jīng)損傷耐受限度值[16]。在國(guó)內(nèi)，曹立波等分別建立了3歲、6歲及10歲兒童頭部有限元模型，利用多剛體仿真和有限元仿真結(jié)合的方法，重建了多起現(xiàn)實(shí)生活中兒童跌落事故，對(duì)模型進(jìn)行定性驗(yàn)證[17-19]；阮世捷等借助醫(yī)用頭部CT掃描數(shù)據(jù)，開發(fā)了6歲兒童頭部有限元模型[20], 并利用成人頭部沖擊試驗(yàn)數(shù)據(jù)[21]，對(duì)模型顱內(nèi)壓響應(yīng)進(jìn)行了分析。上述研究對(duì)兒童頭部損傷進(jìn)行了創(chuàng)造性的探索，為后續(xù)研究的開展提供了重要的理論積累。然而，由于兒童尸體試驗(yàn)數(shù)據(jù)匱乏，已開發(fā)的兒童頭部有限元模型中，大多缺乏系統(tǒng)的驗(yàn)證。此外，已有模型中尚未包含1～2歲年齡區(qū)間，該年齡段屬于兒童發(fā)育的典型時(shí)期，該年齡段兒童的顱骨骨縫尚未閉合，且保留了前囟等獨(dú)特的解剖學(xué)特征。1～2歲兒童屬于跌落事故多發(fā)人群，由于其重心位置相對(duì)較高，跌落時(shí)容易出現(xiàn)頭部先著地的情況而造成損傷，汽車碰撞測(cè)試法規(guī)及防護(hù)措施的使用等對(duì)該年齡段的兒童也有相對(duì)特殊的要求[22]。

針對(duì)上述情況，為了更好地開展1～2歲兒童頭部損傷生物力學(xué)研究，本研究利用醫(yī)用MRI和CT掃描數(shù)據(jù)，建立了具有詳細(xì)解剖學(xué)特征的1.5歲兒童頭部有限元模型。利用這個(gè)模型重構(gòu)了最新的兒童尸體頭部跌落試驗(yàn)，以驗(yàn)證模型的生物逼真度，并根據(jù)仿真結(jié)果對(duì)跌落工況中兒童頭部顱內(nèi)壓響應(yīng)和損傷風(fēng)險(xiǎn)等進(jìn)行了分析。

1 方法

圖1 兒童頭部有限元模型建立流程Fig.1 Modeling process of child head FE model

1.1 兒童頭部有限元模型構(gòu)建

模型的解剖學(xué)數(shù)據(jù)，來源于湖南省兒童醫(yī)院接收的一例年齡為1.5歲的女性兒童病人的頭部MRI和CT掃描圖像。該兒童的臨床診斷記錄顯示，其無(wú)顱腦損傷和病變。臨床掃描數(shù)據(jù)的最小精度為512像素×512像素，掃描層厚0.37 mm，層距0.625 mm，數(shù)據(jù)文件以DICOM格式存儲(chǔ)。使用Mimics(13.0，Materialize, Leuven, Belgium)軟件的閾值化分割功能，對(duì)掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行組織識(shí)別和分割，獲得了兒童頭部腦組織與顱骨的幾何模型。參考曹立波等[23]基于Block-Controlled網(wǎng)格劃分的建模方法，對(duì)幾何模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分(見圖1)，建立了相對(duì)完整且具有詳細(xì)解剖學(xué)結(jié)構(gòu)的1.5歲兒童頭部有限元模型(見圖2)，包括大腦、小腦、腦干、胼胝體、硬腦膜、大腦鐮、小腦幕、腦脊液(集合軟腦膜和蛛網(wǎng)膜)、顱骨、骨縫、前囟、面骨、下頜骨和頭皮等結(jié)構(gòu)。其中，硬腦膜、大腦鐮和小腦幕采用殼單元模擬，其余結(jié)構(gòu)均采用六面體單元模擬。模型一共包含106 717個(gè)節(jié)點(diǎn)，99 719個(gè)六面體單元，9 518個(gè)殼單元，單元質(zhì)量控制參數(shù)如表1所示。參照文獻(xiàn)[24]，采用共節(jié)點(diǎn)的方法實(shí)現(xiàn)顱骨和腦組織的連接。

圖2 兒童頭部有限元模型Fig.2 Child head FE model

表1 兒童頭部有限元模型單元質(zhì)量控制Tab.1 Mesh quality of the FE model

表3 兒童頭部有限元模型骨組織材料參數(shù)Tab.3 Material properties of bone tissues used in child head FE model

參考Dekaban等開展的兒童頭部尺寸統(tǒng)計(jì)研究中所描述的方法，對(duì)頭部有限元模型進(jìn)行尺寸測(cè)量[25]，并與Dekaban等統(tǒng)計(jì)的1.5歲人體測(cè)量學(xué)數(shù)據(jù)進(jìn)行對(duì)比，結(jié)果如表2所示。其中，幾何尺寸最大偏差為4.3%，這表明本模型基本能反映1.5歲兒童頭部的幾何特點(diǎn)。

1.2 兒童頭部模型材料參數(shù)

使用LS-DYNA軟件進(jìn)行仿真計(jì)算，材料模型使用LS-DYNA971關(guān)鍵字進(jìn)行定義。1.5歲兒童的顱骨尚未出現(xiàn)明顯的板障結(jié)構(gòu)而是單層的皮質(zhì)骨，模型中的顱骨單元均采用相同的材料參數(shù)。近期Wang等利用7名1～2歲兒童頭部獲取了56個(gè)顱骨樣本進(jìn)行了三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)，得到1～2歲兒童顱骨和骨縫的彈性模量分別為1 184和381 MPa[9]。Currey等通過試驗(yàn)表明，各個(gè)年齡段骨骼在受到拉伸和彎曲時(shí)，應(yīng)力-應(yīng)變曲線在塑性變形階段的斜率并無(wú)太大差異[26]，故兒童顱骨的切線模量采用與成人相同的數(shù)值，定義為MAT_24號(hào)材料模型，頭部模型的骨組織材料參數(shù)見表3。

表2 兒童頭部幾何尺寸Tab.2 Geometric parameters of the head

腦組織的力學(xué)特性隨年齡的變化關(guān)系并未十分明確，僅有的少數(shù)研究指出，嬰兒(小于1歲)與幼兒(1～3歲)的腦組織特性存在較大差異，2歲左右兒童的腦組織特性與成人相近[8,27]。根據(jù)Chatelin等的兒童腦組織材料試驗(yàn)結(jié)果以年齡進(jìn)行線性插值[8]，得到1.5歲兒童腦組織(大腦、小腦、腦干、胼胝體)材料參數(shù)與成人腦組織間[28]的縮放系數(shù)為0.73，頭部其余軟組織材料參數(shù)與成人相同[29]。腦組織及腦脊液等采用黏彈性材料模型來模擬，采用MAT_61號(hào)材料。其中，腦組織和腦脊液的體積彈性模量設(shè)定為2.19 GPa，并對(duì)腦干和腦脊液等采用不同的剪切模量。剪切彈性模量表示為

G(t)=G∞+(G0-G∞)e-βt

(1)

式中，G∞為長(zhǎng)效剪切模量，G0為短效剪切模量，β為延遲系數(shù)，t為時(shí)間。

模型中的大腦鐮、小腦幕、硬腦膜等結(jié)構(gòu)采用彈性材料模型進(jìn)行模擬，采用MAT_1號(hào)材料。頭部軟組織材料參數(shù)如表4所示。

表4 兒童頭部有限元模型軟組織材料參數(shù)Tab.4 Material properties of brain tissues used in child head FE model

注：K表示體積模量。

Note:Krepresents volume modulus.

圖3 兒童頭部跌落仿真。(a)前額撞擊；(b)枕部撞擊；(c)顱頂撞擊；(d)側(cè)向頂骨撞擊Fig.3 Numerical simulations of child head drop tests. (a) Forehead impact simulation; (b) Occipital impact simulation; (c) Vertical impact simulation; (d) Parietal side-impact simulation

1.3 兒童頭部有限元模型驗(yàn)證

模型建立完成后，利用兒童尸體頭部跌落試驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)模型進(jìn)行驗(yàn)證(見文獻(xiàn)[12])。兒童尸體頭部跌落試驗(yàn)描述：將兒童頭部樣本從15和30 cm兩個(gè)高度以5個(gè)方位(前額、枕部、顱頂及左右頂骨)跌落至平坦的鋁板上，采集頭部和鋁板撞擊的撞擊力歷程曲線。

根據(jù)頭部跌落試驗(yàn)的描述建立跌落仿真模型，考慮到頭部模型的對(duì)稱性，在左、右頂骨撞擊工況中只選取單側(cè)頂骨撞擊進(jìn)行仿真分析，最終建立了前額、枕部、顱頂和側(cè)向頂骨4個(gè)撞擊方位的頭部跌落仿真模型，如圖3所示。

在仿真模型中，建立了厚度為20 mm的平板模型，并賦予其鋁板的材料屬性，仿真過程中鋁板下端固定不動(dòng)。根據(jù)自由落體運(yùn)動(dòng)的動(dòng)力學(xué)公式，計(jì)算得到15和30 cm跌落高度下頭部與鋁板接觸瞬間的速度，分別為1.715和2.426 m/s。將計(jì)算得到的速度作為頭部模型的初始速度進(jìn)行仿真，由于頭部與鋁板的有效碰撞時(shí)間極短，因此不考慮頸部的約束作用對(duì)頭部運(yùn)動(dòng)的影響，設(shè)定頭部模型為自由邊界[30]。

2 仿真結(jié)果

參照Loyd處理試驗(yàn)數(shù)據(jù)的方法，將仿真得到的沖擊力響應(yīng)數(shù)據(jù)除以頭部模型的質(zhì)量，得到頭部跌落的碰撞加速度-時(shí)間曲線。Loyd[12]公布了年齡為9個(gè)月和9歲的兒童頭部跌落加速度曲線，將仿真得到的加速度曲線與試驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)比，結(jié)果見圖4～7。

各跌落工況下，仿真得到的加速度曲線峰值均位于9個(gè)月和9歲兒童頭部試驗(yàn)曲線的峰值之間，大于9個(gè)月兒童的試驗(yàn)值并相對(duì)接近于9歲兒童的試驗(yàn)值。不同跌落高度、不同撞擊方位的加速度峰值存在差異，跌落高度分別為15和30 cm時(shí)，最大加速度峰值均出現(xiàn)在枕部撞擊工況，分別為90.9和120.4g，略高于前額撞擊工況的加速度峰值；最小加速度峰值均出現(xiàn)在側(cè)向頂骨撞擊工況，分別為71.1和95.3g。

跌落仿真的撞擊持續(xù)時(shí)間與試驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)比，具有與加速度峰值相似的規(guī)律，仿真值位于9個(gè)月和9歲兒童試驗(yàn)數(shù)據(jù)之間。撞擊方位相同時(shí)，碰撞持續(xù)時(shí)間隨著加速度峰值的增加而減小，這與尸體試驗(yàn)結(jié)果一致。跌落高度分別為15和30 cm時(shí)，枕部撞擊的持續(xù)時(shí)間最短，分別為7.5和7.0 ms；側(cè)向頂骨撞擊的持續(xù)時(shí)間最長(zhǎng)，分別為8.8和8.1 ms。在不同跌落高度和撞擊部位，仿真加速度峰值、加速度峰值時(shí)刻和撞擊持續(xù)時(shí)間結(jié)果見表5。

圖4 不同年齡兒童前額撞擊加速度-時(shí)間曲線。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cm Fig.4 Acceleration time histories in frontal impact simulations compared with cadaver test results. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖5 不同年齡兒童枕部撞擊加速度-時(shí)間曲線。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cm Fig.5 Acceleration time histories in occipital impact simulations compared with cadaver test results. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖6 不同年齡兒童顱頂撞擊加速度-時(shí)間曲線。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cm Fig.6 Acceleration time histories in vertical impact simulations compared with cadaver test results. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖7 不同年齡兒童側(cè)向頂骨撞擊加速度-時(shí)間曲線。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cm Fig.7 Acceleration time histories in parietal impact simulations compared with cadaver test results. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

表5 不同跌落高度和撞擊部位的兒童頭部跌落仿真結(jié)果Tab.5 Results predicted for drop simulations with different height and impact locations

仿真結(jié)果顯示，本研究建立的1.5歲兒童頭部有限元模型在不同跌落工況下，模型的整體剛度位于9個(gè)月和9歲兒童尸體試驗(yàn)頭部樣本的剛度之間。碰撞加速度峰值、碰撞持續(xù)時(shí)間與接觸物體的屬性有關(guān)[31]，相互接觸的物體越剛硬，所產(chǎn)生的碰撞力越大，從而得到更大的峰值加速度。兒童頭部的碰撞加速度峰值主要受到顱骨性質(zhì)的影響[32]，隨著兒童的生長(zhǎng)發(fā)育，顱骨的彈性模量和厚度隨之增加，從而使得頭部變得剛硬，因此可判斷本模型所預(yù)測(cè)的兒童頭部在跌落工況下的加速度響應(yīng)的峰值和持續(xù)時(shí)間在合理的范圍內(nèi)，較好地還原了跌落碰撞過程中頭部的受載情況。

各跌落工況下顱內(nèi)最大正壓力出現(xiàn)時(shí)刻的壓力分布如圖8～11所示，顱內(nèi)最大正壓力出現(xiàn)在撞擊的3～4 ms時(shí)間范圍內(nèi)，與各工況下的加速度峰值時(shí)刻基本一致。顱內(nèi)壓力呈現(xiàn)經(jīng)典的撞擊側(cè)-撞擊對(duì)側(cè)壓力剃度分布形式[33]，即撞擊側(cè)產(chǎn)生正壓力而撞擊對(duì)側(cè)出現(xiàn)負(fù)壓力，表明本模型可準(zhǔn)確反映顱腦在碰撞過程中的壓力響應(yīng)形式。在撞擊過程中，顱內(nèi)正負(fù)壓力峰值如圖12所示，在15和30 cm跌落高度下，顱頂撞擊導(dǎo)致撞擊側(cè)出現(xiàn)最大正壓力，正壓力峰值分別為148.0和241.6 kPa；前額撞擊使撞擊對(duì)側(cè)形成最大負(fù)壓力，負(fù)壓力峰值分別為-48.8和-74.4 kPa。

圖8 前額撞擊顱腦壓力響應(yīng)。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cmFig.8 Intracranial pressure contours predicted for frontal impact simulations. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖9 枕部撞擊顱腦壓力響應(yīng)。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cmFig.9 Intracranial pressure contours predicted for occipital impact simulations. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖10 顱頂撞擊顱腦壓力響應(yīng)。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cmFig.10 Intracranial pressure contours predicted for vertical impact simulations. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖11 側(cè)向頂骨撞擊顱腦壓力響應(yīng)。(a)跌落高度為15 cm；(b)跌落高度為30 cmFig.11 Intracranial pressure contours predicted for parietal side-impact simulations. (a) Drop height 15 cm; (b) Drop height 30 cm

圖12 跌落仿真的顱內(nèi)壓力峰值。(a)正壓力峰值；(b)負(fù)壓力峰值Fig.12 Intracranial pressure predicted for drop simulations with various impact location. (a) Maximum intracranial pressure; (b) Minimum intracranial pressure

此外，圖13、14分別顯示了各跌落仿真中的最大顱骨變形量和最大撞擊力。

3 討論

除加速度曲線對(duì)比之外， Loyd還公布了兒童尸體頭部跌落試驗(yàn)加速度峰值與有限元仿真結(jié)果的對(duì)比(見表6)。與9個(gè)月兒童的試驗(yàn)數(shù)據(jù)相比，11個(gè)月兒童的試驗(yàn)值與仿真值更加接近，僅在顱頂撞擊工況下出現(xiàn)較大差別。值得注意的是，該11個(gè)月兒童的顱頂撞擊加速度峰值遠(yuǎn)低于其余撞擊部位的加速度值，甚至低于9個(gè)月兒童的試驗(yàn)值，可推斷由于個(gè)體差異(或?qū)嶒?yàn)誤差)，該11個(gè)月兒童的顱頂碰撞試驗(yàn)剛度值較低。隨著兒童的發(fā)育，顱骨的厚度、結(jié)構(gòu)和剛度等都在變化，厚度逐漸增加，結(jié)構(gòu)由單層的皮質(zhì)骨逐漸變化為由內(nèi)外層皮質(zhì)骨和板障共同構(gòu)成的復(fù)合結(jié)構(gòu)，其彈性模量等力學(xué)性能也隨之變化。但是，這些變化與年齡并非線性關(guān)系，板障結(jié)構(gòu)的出現(xiàn)，使得顱骨的厚度增加但彈性模量降低[7]。兒童兩歲之前顱骨的彈性模量迅速增加，此后隨年齡增長(zhǎng)而增速放緩，逐漸達(dá)到到成人的強(qiáng)度水平[15]，這一定程度上解釋了表6中不同年齡的兒童在跌落碰撞中頭部加速度響應(yīng)的差異。由于尸體試驗(yàn)樣本數(shù)量有限，其結(jié)果受個(gè)體差異影響較大，但仿真結(jié)果與9歲和16歲兒童尸體試驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)比說明，本頭部有限元模型預(yù)測(cè)的加速度響應(yīng)基本符合兒童頭部剛度隨著年齡增長(zhǎng)的變化規(guī)律。本模型基于1.5歲兒童MRI和CT掃描數(shù)據(jù)建立，在準(zhǔn)確還原顱骨幾何屬性的同時(shí)，采用了1～2歲的兒童顱骨樣本試驗(yàn)獲得的材料參數(shù)，能夠反映該年齡兒童頭部的損傷生物力學(xué)特性，具有較好的生物逼真度。

圖13 跌落仿真顱骨最大變形量Fig.13 Maximum skull deflection in drop simulations

圖14 跌落仿真最大撞擊力Fig.14 Maximum impact force in drop simulations

表6 不同年齡兒童頭部跌落撞擊的加速度峰值對(duì)比Tab.6 Maximum accelerations predicted for numerical simulations compared with results in cadaver tests

注：粗體數(shù)字為仿真數(shù)值；*表示該值與仿真值差異較大。

Note: Bold values are results of simulations;*denotes that the values are significantly different from results of simulations.

頭部損傷準(zhǔn)則HIC(Head Injury Criteria)常用于評(píng)價(jià)汽車碰撞中乘員的損傷情況，可由下式計(jì)算得到：

(2)

式中，a(t)代表撞擊加速度，t2-t1表示得到HIC值的積分時(shí)間窗寬。

各跌落工況仿真的HIC值和積分時(shí)間窗寬如表7所示。不同撞擊部位和跌落高度下所得HIC值的差異與撞擊加速度峰值變化規(guī)律一致，即枕部撞擊時(shí)HIC值最大，側(cè)向頂骨撞擊時(shí)HIC值最??；相同撞擊部位下，HIC值隨著跌落高度的增加而增大，頭部損傷風(fēng)險(xiǎn)隨之增加。HIC常被用于預(yù)測(cè)顱骨骨折風(fēng)險(xiǎn)，Kleinberger等提出了成人顱骨骨折風(fēng)險(xiǎn)曲線[34]，并指出頭部與硬物撞擊時(shí)，HIC值為1 000對(duì)應(yīng)的顱骨骨折(AIS≥2)概率為47%，表7顯示仿真獲得的最大HIC值為357，對(duì)應(yīng)的成人顱骨骨折概率為10.8%；Li等的研究指出，9個(gè)月的嬰兒在跌落撞擊中顱骨骨折概率為5%時(shí)，對(duì)應(yīng)的HIC值為368.8[35]，該值大于本研究仿真所得的最大HIC值，說明在本研究給定的撞擊工況下，1.5歲兒童頭部發(fā)生顱骨骨折的風(fēng)險(xiǎn)較低。HIC作為頭部運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的表征，一定程度上反映了碰撞的劇烈程度，但不能反映顱骨的變形和顱內(nèi)組織的受力情況，無(wú)法準(zhǔn)確預(yù)測(cè)顱腦損傷類型和損傷位置。

表7 兒童頭部跌落仿真的HIC值Tab.7 HIC value predicted for different drop simulations

運(yùn)動(dòng)的頭部碰撞到靜止的物體時(shí)，顱骨在外力作用下發(fā)生一定的變形，撞擊側(cè)腦組織因承受較大程度的擠壓而產(chǎn)生較高的壓力。與此同時(shí)，快速接觸載荷會(huì)產(chǎn)生應(yīng)力波，且壓力波在傳遞至對(duì)撞側(cè)的過程中，由于腦組織及腦脊液等吸收了較多的壓力波(顱內(nèi)黏性負(fù)載效應(yīng))，從而致使對(duì)撞側(cè)產(chǎn)生負(fù)壓力[36]。相關(guān)研究指出，顱內(nèi)壓力/強(qiáng)的大小可用于預(yù)測(cè)腦部損傷的風(fēng)險(xiǎn)及嚴(yán)重程度[37]。因此，本研究針對(duì)不同的跌落工況，分析顱內(nèi)壓力響應(yīng)情況和腦組織損傷風(fēng)險(xiǎn)。

根據(jù)圖13、14所示的最大顱骨變形量和最大撞擊力，結(jié)合顱內(nèi)壓峰值進(jìn)行分析，可推測(cè)撞擊側(cè)正壓力峰值與顱骨的變形量和撞擊力大小有關(guān)。跌落高度相同時(shí)，側(cè)向頂骨撞擊的撞擊側(cè)壓力比前額及枕部的要大，這與Zhang等[38]的研究中“頂骨受到側(cè)向撞擊時(shí)，頭部將承受更大損傷風(fēng)險(xiǎn)”的結(jié)論較為吻合。參照李海巖采用圖像測(cè)量顱骨幾何特征的方法[39]，得到本頭部模型中額骨、枕骨及頂骨的平均厚度分別為3.35、3.63及2.56 mm，故而頂骨的剛度比額骨和枕骨的剛度低，在側(cè)向撞擊過程中發(fā)生較大的變形，從而導(dǎo)致較大的顱內(nèi)壓出現(xiàn)。

在顱頂撞擊工況中，碰撞點(diǎn)位于顱骨矢狀縫附近，兩側(cè)是左右頂骨，骨縫組織柔軟且厚度較小，這些特點(diǎn)使顱頂撞擊產(chǎn)生與側(cè)向頂骨撞擊相近的顱骨變形，但是顱頂處的撞擊力比側(cè)向頂骨撞擊時(shí)大，因而導(dǎo)致比側(cè)向撞擊更大的壓力，甚至超過了文獻(xiàn)[33]提出的成人顱內(nèi)壓力耐受極限值235 kPa，發(fā)生撞擊同側(cè)顱腦損傷的風(fēng)險(xiǎn)隨之增加。

對(duì)側(cè)撞擊傷是在碰撞力作用下，顱內(nèi)黏性負(fù)載于沖擊點(diǎn)對(duì)側(cè)形成負(fù)壓作用而造成的損傷。相比同側(cè)撞擊傷，對(duì)側(cè)撞擊傷往往更為嚴(yán)重。在本研究中，枕部撞擊工況下撞擊對(duì)側(cè)的負(fù)壓峰值比其他工況下的高，這與Ruan等的研究結(jié)論相符[40]。當(dāng)枕部受到?jīng)_擊時(shí)，腦組織在慣性力的作用下相對(duì)于顱骨和硬腦膜發(fā)生運(yùn)動(dòng)，由于顱前窩內(nèi)表面的不規(guī)則性，致使額葉處的腦組織受到阻礙而產(chǎn)生較大的負(fù)壓。當(dāng)負(fù)壓超過了耐受極限，可能會(huì)造成額葉處腦挫傷，因此對(duì)側(cè)撞擊傷多在枕部撞擊時(shí)發(fā)生。

如圖12所示，與前額和枕部撞擊相比，側(cè)向頂骨和顱頂撞擊的正、負(fù)壓力峰值具有明顯的不對(duì)稱性，即撞擊側(cè)具有較高的正壓力峰值而撞擊對(duì)側(cè)的負(fù)壓峰值較小，這種現(xiàn)象在顱頂撞擊工況中尤為突出。分析其原因，可能與頭部不同撞擊部位的曲率有關(guān)。如圖3所示，前額和枕部具有較大的曲率，相比之下顱頂和側(cè)向頂骨撞擊點(diǎn)附近較為平坦，平坦的撞擊表面導(dǎo)致碰撞時(shí)接觸面積增加和更大范圍的顱骨變形，可能由此造成了明顯的撞擊側(cè)-對(duì)撞側(cè)顱內(nèi)壓的不對(duì)稱分布。

在頭部撞擊方位相同時(shí)，跌落高度的增加引起更大的顱骨變形和撞擊力，從而導(dǎo)致撞擊側(cè)產(chǎn)生更大的正壓力；同時(shí)，碰撞強(qiáng)度的增加，使得顱內(nèi)黏性負(fù)載效應(yīng)加強(qiáng)，撞擊對(duì)側(cè)形成的負(fù)壓力也隨之增大，腦部遭受同側(cè)挫裂傷及對(duì)側(cè)挫裂傷的風(fēng)險(xiǎn)都將增大，這與Li等[41]的研究中跌落高度對(duì)頭部損傷值的影響趨勢(shì)是一致的。

由于缺乏兒童顱內(nèi)壓力響應(yīng)的尸體試驗(yàn)數(shù)據(jù)，本課題基于成人頭部損傷研究的普遍結(jié)論，關(guān)注不同跌落工況下兒童頭部顱內(nèi)壓力響應(yīng)的差異和變化趨勢(shì)；本模型可用于事故重建等開展進(jìn)一步的兒童頭部損傷機(jī)理研究，以獲得兒童顱腦損傷耐受極限。

4 結(jié)論

本研究利用兒童頭部MRI和CT掃描數(shù)據(jù)，建立了具有詳細(xì)解剖結(jié)構(gòu)及精確幾何屬性的1.5歲兒童頭部有限元模型，并采用最新公布的兒童尸體頭部動(dòng)態(tài)跌落試驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行了模型有效性驗(yàn)證，對(duì)跌落工況下頭部模型的顱內(nèi)壓響應(yīng)情況進(jìn)行了分析。結(jié)果表明，仿真預(yù)測(cè)的頭部碰撞加速度歷程曲線反映了1.5歲兒童的頭部碰撞響應(yīng)特性，較好地還原了目標(biāo)年齡兒童在跌落碰撞過程中頭部的受載情況。HIC分析顯示，頭部發(fā)生顱骨骨折的風(fēng)險(xiǎn)較小，枕部撞擊時(shí)得到最大HIC。顱內(nèi)壓響應(yīng)分析表明，兒童頭部顱內(nèi)壓力/強(qiáng)同樣滿足經(jīng)典的撞擊壓-對(duì)撞壓產(chǎn)生理論。在顱頂撞擊及側(cè)向頂骨撞擊工況中，兒童頭部遭受撞擊同側(cè)腦挫裂傷的風(fēng)險(xiǎn)較大，在枕部撞擊工況中，兒童頭部遭受撞擊對(duì)側(cè)腦挫裂傷的風(fēng)險(xiǎn)較大，且損傷風(fēng)險(xiǎn)隨跌落高度的增加而增大。

[1] Langlois JA，Sattin RW. Traumatic brain injury in the United States：research and programs of the Centers for Disease Control and Prevention[J]. Journal of Head Trauma Rehabilitation，2005，20(3)：187-194.

[2] Kraus JF，Rock A，Hemyari P. Brain injuries among infants，children，adolescents，and young adults[J]. American Journal of Diseases of Children，1990，144(6)：684-691.

[3] Kennard MA. Relation of age to motor impairment in man and in subhuman primates[J]. Archives of Neurology & Psychiatry，1940，44(2)：377-397.

[4] Yang KH，Hu Jingwen，White NA，et al. Development of numerical models for injury biomechanics research：a review of 50 years of publications in the Stapp Car Crash Conference[J]. Stapp Car Crash Journal，2006，SO：429-490.

[5] McPherson GK，Kriewall TJ. The elastic modulus of fetal cranial bone: a first step towards an understanding of the biomechanics of fetal head molding [J]. Journal of Biomechanics，1980，13(1)：9-16.

[6] Margulies SS, Thibault KL. Infant skull and suture properties：measurements and implications for mechanisms of pediatric brain injury[J]. Journal of Biomechanical Engineering，2000，122(4)：364-371.

[7] Davis MT，Loyd AM，Shen HY，et al. The mechanical and morphological properties of 6 year-old cranial bone[J]. Journal of Biomechanics，2012，45(15)：2493-2498.

[8] Chatelin S，Vappou J，Roth S，et al. Towards child versus adult brain mechanical properties[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials，2012，6：166-173.

[9] Wang Jiawen，Zou Donghua，Li Zhengdong，et al. Mechanical properties of cranial bones and sutures in 1-2-year-old infants[J]. Medical Science Monitor：International Medical Journal of Experimental and Clinical Research，2014，20：1808-1813.

[10] Weber W. Experimental studies of skull fractures in infants[J]. Journal of Legal Medicine，1983，92(2)：87-94.

[11] Prange MT，Luck JF，Dibb A，et al. Mechanical properties and anthropometry of the human infant head[J]. Stapp Car Crash Journal，2004，48：279-299.

[12] Loyd AM. Studies of the human head from neonate to adult：an inertial，geometrical and structural analysis with comparisons to the ATD head[D]. Durham: Duke University，2011.

[13] Desantis KK，Hulbert GM，Schneider LW. Estimating infant head injury criteria and impact response using crash reconstruction and finite element modeling [J]. Stapp Car Crash Journal，2002，46:165-194.

[14] Roth S，Raul JS，Ludes B，et al. Finite element analysis of impact and shaking inflicted to a child[J]. International Journal of Legal Medicine，2007，121(3)：223-228.

[15] Roth S，Raul JS，Willinger R. Biofidelic child head FE model to simulate real world trauma[J]. Computer Methods and Programs in Biomedicine，2008，90(3)：262-274.

[16] Roth S, Vappou J, Raul JS, et al. Child head injury criteria investigation through numerical simulation of real world trauma[J]. Computer Methods and Programs in Biomedicine，2009，93(1)：32-45.

[17] 曹立波，高海濤，冒浩杰，等. 三歲兒童頭部有限元模型的建立及驗(yàn)證[J]. 汽車工程，2013 (1)：56-59.

[18] 楊啟帆. 六歲兒童頭部有限元模型的建立及驗(yàn)證[D]. 長(zhǎng)沙：湖南大學(xué)，2013.

[19] 曹立波，周舟，蔣彬輝，等. 10 歲兒童頭部有限元模型的建立及驗(yàn)證[J]. 中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào)，2014，31(1)：63-70.

[20] 阮世捷，李盼東，李海巖，等. 6 歲兒童頭部有限元模型的構(gòu)建與驗(yàn)證[J]. 中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào)，2012，31(4)：502-506.

[21] Nahum AM，Smith R，Ward CC. Intracranial pressure dynamics during head impact[C]//Proceedings of 21st Stapp Car Crash Conference. Society of Automotive Engineers. Warrendale：SAE International，1977：339-366.

[22] Euro NCAP. European new car assessment programme-side impact protocol[S]. Version 2.3，2004.

[23] 曹立波，蔣彬輝，冒浩杰，等. 基于 Block-Controlled 網(wǎng)格劃分法的兒童胸部建模及驗(yàn)證[J]. 汽車工程，2014，36(3)：298-303.

[24] Aomura S，F(xiàn)ujiwara S，Ikoma T. Study on the influence of different interface conditions on the response of finite element human head models under occipital impact loading[J]. JSME International Journal Series C Mechanical Systems，Machine Elements and Manufacturing, 2003，46(2)：583-593.

[25] Dekaban AS. Tables of cranial and orbital measurements，cranial volume，and derived indexes in males and females from 7 days to 20 years of age[J]. Annals of Neurology，1977，2(6)：485-491.

[26] Currey JD，Butler G. The mechanical properties of bone tissue in children[J]. The Journal of Bone & Joint Surgery，1975，57(6)：810-814.

[27] Thibault KL，Margulies SS. Age-dependent material properties of the porcine cerebrum：effect on pediatric inertial head injury criteria[J]. Journal of Biomechanics，1998，31(12)：1119-1126.

[28] Chatelin S，Constantinesco A，Willinger R. Fifty years of brain tissue mechanical testing：from in vitro to in vivo investigations[J]. Biorheology，2010，47(5)：255-276.

[29] Mao Haojie，Zhang Liying，Jiang Binhui，et al. Development of a finite element human head model partially validated with thirty five experimental cases[J]. Journal of Biomechanical Engineering，2013，135(11)：111002.

[30] Ruan JS，Khalil T，King AI. Human head dynamic response to side impact by finite element modeling[J]. Journal of Biomechanical Engineering，1991，113(3)：276-283.

[31] Li Zhiang，Zhang Jinhuan，Hu Jingwen. Surface material effects on fall-induced paediatric head injuries: a combined approach of testing, modelling and optimization[J]. International Journal of Crashworthiness，2013，18(4)：371-384.

[32] Li Zhigang，Hu Jingwen，Reed MP，et al. Development，validation，and application of a parametric pediatric head finite element model for impact simulations[J]. Annals of Biomedical Engineering，2011，39(12)：2984-2997.

[33] Ward CC，Chan M，Nahum AM. Intracranial pressure-a brain injury criterion[C]//Proceedings of the 24th Stapp Car Crash Conferences. Troy：Society of Automotive Engineers，1980：347-360.

[34] Kleinberger M，Sun E，Eppinger R，et al. Development of improved injury criteria for the assessment of advanced automotive restraint systems[M]. Washington，DC：National Highway Traffic Safety Administration，1998.

[35] Li Zhigang，Liu Weiguo，Zhang Jinhuan，et al. Prediction of skull fracture risk for children 0-9 months old through validated parametric finite element model and cadaver test reconstruction[J]. International Journal of Legal Medicine，2015，129(5)：1055-1066.

[36] 曹立波，白中浩，蔣彬輝，等. 汽車與運(yùn)動(dòng)損傷生物力學(xué)[M]. 北京：機(jī)械工業(yè)出版社，2013. 43-44.

[37] Kleiven S. Predictors for traumatic brain injuries evaluated through accident reconstructions [J]. Stapp Car Crash J，2007，51：81-114.

[38] Zhang L，Yang KH，King AI. Comparison of brain responses between frontal and lateral impacts by finite element modeling[J]. Journal of Neurotrauma，2001，18(1)：21-30.

[39] 李海巖. 基于CT圖像的活體人顱骨幾何特征測(cè)量與研究[D]. 天津：天津大學(xué)，2006.

[40] Ruan JS，Khalil T，King AI. Dynamic response of the human head to impact by three-dimensional finite element analysis[J]. Journal of Biomechanical Engineering，1994，116(1)：44-50.

[41] Li Zhigang, Luo Xiao, Zhang Jinhuan. Development/global validation of a 6-month-old pediatric head finite element model and application in investigation of drop-induced infant head injury[J]. Computer Methods and Programs in Biomedicine，2013，112(3)：309-319.

Development and Validation of the 1.5-Year-Old Child Head FE Model

Cao Libo1Huang Junkun1*Jin Ke2

1(TheStateKeyLaboratoryofAdvancedDesignandManufacturingforVehicleBody(HunanUniversity),Changsha410082,China)2(DepartmentofRadiology,HunanChildrenHospital,Changsha410007,China)

In this paper, a 1.5-year-old child head finite element(FE) model with detailed anatomical structure was developed through medical 3D reconstruction and FE preprocess of geometrical data were extracted from a set of MRI&CT scan images of a 1.5-year-old child. The material properties of skull and sutures reported in latest pediatric cadaver tests study were implemented into the FE model. Then the model was used to reconstruct the child head drop test(including 17 samples) conducted by Loyd. Results of simulations showed the FE model had a high biofidelity and was able to reflect the load condition of child head in real drop scenes. Maximum HIC (357) was predicted for occipital impact. Analysis of intracranial pressure predicted for different impact locations revealed that the pressure distribution was consistent with the typical pattern of coup-contrecoup injury. The model predicted higher peak coup pressure (up to 241.6 and 157.3 kPa) for vertical impact and parietal impact which leads to a higher risk of coup brain contusion. The maximum negative pressure (-74.4 kPa) was observed in occipital impact which contributes to occurrence of contrecoup brain contusion. Besides, the injury risk increases with higher drop distance.

1.5-year-old child; finite element model; cadaver test; intracranial pressure

10.3969/j.issn.0258-8021. 2016. 04.007

2016-02-03， 錄用日期:2016-02-26

國(guó)家自然科學(xué)基金(11172099)

R318

A

0258-8021(2016) 04-0435-010

*通信作者(Corresponding author)， E-mail: hdclb@163.com