摘要：在各类损伤事故中，颅脑撞击损伤的高发生率和高死亡率，使得颅脑撞击损伤生物力学的研究成为撞击损伤生物力学领域的研究热点。本文综述了颅脑撞击损伤生物力学研究的历史发展过程和最新进展，包括实验研究、力学分析模型、损伤机理和伤害指标。最后讨论了未来有待探讨的问题。
关键词：颅脑 撞击损伤 生物力学
Review on the Research of Head Impact Injury Biomechanics
Ma Chunsheng, Huang Shilin, Zhang Jinhuan
State Key Laboratory of Automotive Safety and Energy of Tsinghua University
[Abstract] The research of head impact injury biomechanics has become one focus in the domain of human injury impact biomechanics because the high incidence and mortality rate of head impact injury in all kinds of accidents. This paper reviewed the history and latest advances on the research of head impact injury biomechanics that included experimental research, mechanical analytical models, injury mechanism and injury criteria. In the end, the recommendations for future research are discussed.
Key words: head impact injury biomechanics
1 引言
颅脑撞击损伤是交通事故中常见的损伤和主要致死原因之一，根据国外统计资料，颅脑撞击损伤的发生率高达54％[1]，是伤后致死、致残的首要原因。头部创伤在所有人体创伤中的比例约34％，在导致死亡的创伤中比例更高达68％[2]（Gennarelli et al,1992）。在美国，每年大约发生200,000 例脑部创伤[3]（Kraus and McArthur,1996），脑部创伤的治疗费用高达90～100亿美元。根据我国四川某地区交通事故伤害的统计数据，头部伤害在人体各部位伤害中所占比重最高，为33.7％[4]。鉴于此，关于颅脑撞击损伤的生物力学研究成为冲击损伤生物力学研究领域的热点。颅脑撞击损伤生物力学的研究目的在于了解颅脑组织对撞击的力学响应，确定颅脑损伤与力学载荷的量效关系，进而阐明脑损伤机理，对于颅脑损伤的防护和损伤指标的制定提供理论基础。
目前，撞击损伤生物力学的研究手段有实验研究、制作物理模型和建立力学分析模型等手段。因为颅脑撞击损伤发生机制复杂，科学的研究方法是同时对实验模型、物理模型和数学模型进行综合研究才能得出适合于人的可靠结论，将实验模型的病理、生理指标和相应的物理模型的结构响应用于力学分析模型的输入和验证，分析伤害机理，得到人体在一定撞击条件下相关伤害指标。本文将从实验研究、力学分析模型、伤害机理和伤害指标等方面对颅脑撞击损伤的生物力学研究情况进行综述。
2 实验研究
实验研究是撞击损伤生物力学基础和主要手段，用于实验研究的模型包括人尸体模型、动物模型和非生物模型。尸体具有和活体相同的解剖结构，人新鲜尸体是进行冲击损伤生物力学研究的较好的代用品，但因组织降解，缺少冲击对机体造成的生理或病理反应的直接观察，在这些方面动物实验是一种有益的补充。动物实验可以做到损伤水平，能够研究机体内部组织和器官的动态变化过程，是探讨损伤机理的较好的方法。但因动物在物理特性上和人体的差别较大，无法将动物实验的定量结果推广到人体上。非生物模型主要适用于理论研究，稳定性好，避免了生物材料的个体差异[5]。
2.1 人尸体实验
由于社会、伦理和法律等方面的原因，尸体的标本获得受到很大的限制，所以尸体实验的数据较难得到。较早关于颅脑撞击损伤的尸体实验是Lissner 等人于1939~1965 年间在美国韦恩州立大学进行的，实验的目的是为了研究脑振荡、线性颅骨骨折和颅内压的力学机理，通过实验得到了第一条关于头部伤害的耐受曲线WSTC[6](The Wayne State Tolerance Curve)。
Nahum 用未防腐尸体进行头部的前后和侧向的撞击，观察加速度和颅内压等的瞬态变化，并比较戴头盔和不戴头盔时对冲击时的响应[7]，这次尸体实验的数据后来被很多学者引用用来验证数值模型的有效性。Got, C. 等人使用未经防腐尸体头颅进行了42 例头部直接冲击实验，头颅自由落体，撞击区域为额骨、颞－顶骨、额－面骨[8]。Nusholtz 用冲击实验机对人尸体头颅进行上下和后前方向冲击，观察了头的运动、颅内压变化和颅脑损伤情况[9]。
最近，韦恩州立大学进行了钝物对人尸体头颅枕骨撞击的实验。实验前，用金属球和薄壁管制成2.3mm、长3.9mm 的和大脑密度接近的标志物。撞击过程中将标志物置于大脑中，采用高速X 光机（250帧/秒）对颅脑的冲击历程进行拍摄。同时在颅骨内也安装微型标志物，对拍摄的图像进行分析就可以得到大脑中标志物相对颅骨的运动情况。这是一种新的测量手段，为损伤机理的研究和数值模拟就算提供了珍贵的原始资料[10]。
2.2 动物模型
1940 年，Denny-Brown 对灵长类动物进行头部撞击实验，结果表明当头被固定时，脑振荡发生的几率减小，并证明了加速度是脑损伤和脑振荡病理特征的重要部分[11]。Gurdjian,Lissner 等用狗、猫和灵长类动物进行脑振荡的实验研究，认为脑振荡可能由脑干伤害引起，脑干伤害主要由头部整体运动、颅骨变形和颅内物相对颅骨的相对运动引起[12]。
Ommaya 等使用恒河猴、松鼠猴和黑猩猩三类动物作挥鞕伤实验和直接撞击实验，认为大约50％脑损伤归咎于头部的旋转运动[13]。但是，Abel 等使用HYGE 装置产生旋转加速度，对恒河猴的颅脑损伤进行研究，认为导致脑振荡的发生的因素不是单纯的角加速度，而是线性加速度和角加速度的合成作用[14]。Hodgswon 等使用新鲜狐猿的大脑半球模型进行撞击实验，结论为脑干伤的发生除和头部运动有关外，还与脑脊髓的伸展引起的剪切力有关[15]。Ono 等使用63 只猴子进行了一系列实验。结果表明猴子脑振荡的发生和头的角加速度没有显著的相关性，和头的线性加速度有很高的相关性[16]。
2.3 非生物模型
Gurdjian 在四十年代用脆漆法研究外力作用下颅骨受撞击的应力分布和应变。Anzelius 和Guttinger 用充满无粘性流体的刚体球壳代表颅脑。在美国的交通工程界，十余年来有大量人力投入人头颈物理模型的研制，最完善的是Deng 和Goldsmith[17]制作的模型。国内焦大宾等在1992 年设计了双线性粘弹性固体球壳充以线性粘性流体的头颅模型[18]，姜燕平等设计了颅脑的光弹性模型[19]，如图1 所示。
图1 光弹性模型在模拟受撞击时的条纹
3 力学分析模型
尸体实验可以得到颅脑在撞击条件下的力学响应和生理、病理指标，但对于我们了解颅脑伤害的深层机理还是远远不够的，因为以目前的手段无法对人体组织的应力、应变等微观变化进行测量，建立力学分析模型来进行分析伤害机理是非常必要的手段。由于颅脑在结构、材料和结构上的复杂性，对颅脑撞击生物力学响应的数学模拟是困难的，需要进行简化处理。在颅脑撞击的力学模型中，对材料属性的假设经历了把颅骨假设为刚性、弹性、粘弹性，把脑组织假设为无粘性液体、粘弹性介质的发展过程。在几何外形上，经历了从二维到三维，从将头颅假设为球壳、椭球壳到实体模型的过程。关于早期较简化力学模型的研究，杨宜谦等进行了较详细的综述[20]，本文着重对有限元分析模型的研究情况进行论述。
3.1 二维有限元模型
Shugar 和Katona(1975)建立头部中心矢状面的二维有限元模型，单元类型为壳单元和流体[21]。Khailil和Hubbard(1977)建立了轴对称的充满液体的球壳模型[22]。该模型模拟了头皮、颅骨和大脑。发现了液体在冲击点附件存在的压力梯度，在对冲点附近存在张力梯度。
Cheng 等（1990）建立了大脑冠状面的二维有限元模型研究DAI(弥漫性轴突损伤)问题[23]。模型结果和尸体实验结果相比较，结果表明颅骨和大脑的接触表面、几何形状以及大脑的分布等都大脑在惯性载荷下的响应均有很大影响。Ruan 等(1991)建立了头部的冠状切面平面应变模型研究头部在侧向撞击下的响应，模型的响应和公开的尸体实验的数据符合较好[24]。该研究表明脑膜在大脑应力分布有重要影响。
Willinger 等（1992）建立头部矢状面的有限元分析模型[25]，以模型振动模式为基础，作者认为大脑在颅骨内的整体振动是对冲伤产生的原因。Tetsuya 等建立了头部的冠状切面二维模型研究DAI 损伤机理[26]，结果表明转动加速度可以引起DAI 损伤，而且由于头部结构的影响直接的线性加速度冲击也能引起DAI 损伤。图2 是Tetsuya 建立二维有限元模型，模型具有大脑的解剖结构，包括颅骨、大脑和脑脊髓液。
图2 Tetsuya 等建立的颅脑二维有限元模型
3.2 三维有限元模型
近30 年来，学者们建立了有很多具有真实几何结构的头部三维有限元模型。Ward(1975)建立了包括大脑、小脑、脑干、脑室和硬脑膜的三维有限元模型。但模型中颅骨被定义为刚体，颅骨变形对大脑冲击响应的影响无法估测[27]。Ruan 等（1994）具有细致解剖结构的三维模型[28]，包括头皮、三层结构的颅骨、硬脑膜、脊髓液、大脑和脑镰。使用尸体实验的数据验证颅脑在冲击响应下的力和颅内压力。模拟结果表明对冲压力在枕骨受冲击时比额骨受冲击时大，最大剪切应力发生在脑干处。大脑的粘弹性对压力响应影响很大，冲击速度较冲击质量对大脑压力响应的影响大。
Willinger 等[29]建立了基于核磁共振扫描的三维有限元模型，模型包括大脑的主要解剖结构。该模型在冲击下的加速度、颅内压力等响应与尸体实验有一定差别，原因可能是将颅骨简化为刚体和实际情况不符合。后来Willinger 等又对模型进行了修正，重新建立颅骨模型，改进了模型响应和尸体实验的相关性。图3 所示是Willinger 等建立头部三维有限元模型。
图3 Willinger 等建立的三维头部有限元模型
Zhou 等(1995)[30]重新对Ruan 等建立的模型进行了改进，重新划分了大脑有限元网格，采用更小的单元，灰质和白质使用不同的材料属性，为了节省计算时间将三层结构颅骨简化为单层结构。最近，AI-Bsharat等（1999）[10]又对Zhou 发展的有限元模型进行改进，在颅骨和大脑之间引入了滑动面。这样脑脊髓液的内表面就可以相对软脑膜的外表面更接近真实情况的进行滑动。
4 损伤机理
无论是实验研究还是力学分析模型，其主要目的之一就是揭示颅脑撞击损伤的伤害机理。对颅脑撞击损伤致伤机理了解越深入，越能采取有效的防护手段来减轻和避免伤害的发生。一般认为，接触式直接撞击引起的线性加速度和非接触式惯性载荷引起的角加速度是引起颅脑伤害的两大主要因素，另外还有弯曲－拉伸假说。
4.1 线性加速度理论
运动的头部碰撞到静止的物体，颅骨收到撞击而产生很大的减速度，脑组织因惯性关系仍沿原方向继续运动，因而产生损伤。在着力点，由于直接撞击会产生正的压力梯度，在着力点的对冲部位则会产生负的压力梯度。另外，由于大脑相对颅骨的线性和扭转变形以及颅骨变形对大脑的影响都可能成为大脑损伤的原因。Gurdjian（1975）[12]等使用动物和人尸体实验的结果研究表明，脑挫伤、脑血肿等局部性大脑伤害一般是由头部在水平面内的线性加速度引起。Ono 等（1980）[16]使用猴子实验的研究表明，脑振荡的发生和直接撞击引起的线性加速度有很大的相关性，和旋转加速度没有显著的相关性。
4.2 旋转加速度理论
旋转加速度致颅脑损伤的概念由Holbourn(1943)[31]首先提出。该理论认为有角加速度引起的脑与颅骨之间、脑组织各部分之间的剪切应变会引起脑弥漫性损伤、脑振荡和脑桥血管的破裂。Thibault，Gennarelli等(1982)[32]的研究表明，角加速度是产生脑振荡性损伤、弥漫性损伤和硬脑膜血肿的最有害的因素，但是单纯角加速度致脑损伤的量级是非常高的。
4.3 弯曲－拉伸假说
撞击过程中，由于头颈连接处的相对运动，可以使脑与脊髓交界处产生弯曲变形或者弯曲－拉伸变形也能引起损伤[20]。
4.4 脑振荡伤害机理
在各种类型的颅脑损伤中，脑振荡的发生频率很高，其伤害机理被广泛研究。脑振荡的致伤机理有：①旋转运动产生的剪切应变[31]；②脑和颅骨之间的相对变形[33]；③由直接冲击和线性加速度产生的压力梯度可能会引起脑干内的剪切变形和运动；④大脑内部向心运动的顺序引起的在功能和结构上意识扰动。
目前人们关于颅脑损伤的机理的研究结论大部分仍停留在假说阶段，每种假说均可以解释部分情况下的伤害机理，但不能解释全部损伤结果 。近几年来，一些研究指出大脑变形和应力是主要的致伤因素，但是对组织变形和应力无法进行微观的直接测量。所以，加速度、颅内压力等仍是解释颅脑损伤机理的主要引用参数。
5 伤害指标
伤害指标的制定是以伤害机理的研究成果为基础的，主要给出在不同量级冲击载荷下的人体伤害严重程度，为采取防护措施和安全设计提供参考依据。
5.1 线性加速度耐受指标
线性加速度的指标目前是汽车安全和头盔设计标准法规中使用的指标。最早的人体头部冲击耐受曲线，是韦恩州立大学耐受性曲线（WSTC）[6]，如图5 所示。该曲线是在大量尸体实验和志愿者实验的基础上得出，因为时中等程度的脑振荡80％会伴发头盖骨线性骨折，所以以头盖骨骨折作为头部损伤的判断标准，加速度是头部质心的合成加速度。以63 只猴子活体头部撞击实验为基础，日本汽车研究所的Ono等（1980）[16]提出了JHTC 头部耐受性曲线。
图5 WSTC 人体头部耐受曲线
Gadd 等用双对数坐标来画WSTC 曲线，发现可以用一条直线来近似前述的曲线，以此为基础提出了GSI （Gadd Severity Index）伤害指标。
式中，a 是撞击过程中的头部质心合成加速度，t 是冲击历经的总时间。
Versace(1971)对GSI 指标进行了修改，得出了HIC（Head Injury Creterion）指标，成为当前绝大多数国家汽车安全法规的评价指标。
式中，a 为碰撞过程中头部质心合成加速度，以g 为单位；t1 为碰撞过程中的任意时刻，t2 是以t1 为起始时刻而使等号右边求得最大值的那个时刻。
James 等[34]提出了一种基于最大碰撞能量的头部伤害指标MPI(Maximum Power Index)。
5.2 转动加速度耐受指标
许多学者提出了各种基于志愿者实验和人体代用品实验的人体头部转动加速度耐受指标，但是在如何将动物等伤害指标转化到对人体的评价存在很多困难和不确定因素，所以此类指标的可信性较差。也有学者通过数值模拟的方法得到人体旋转加速度的耐受指标，其结果也有很大差异。截至目前，仍没有经过验证的关于角速度的人体颅脑损伤极限。表1 是几种通过人体代用品实验和数值模拟得到的头部转动加速度耐限推荐指标[35]。表1 部分学者推荐的人体头部角速度和角加速度耐受值
 5.3 其它大脑损伤耐受指标
颅内压力耐受极限是Ward(1980)[36]在动物、人尸体实验和有限元模型的基础上提出来的。Ward 推荐的耐受值为：颅内压力峰值超过235kPa 会发生大脑会发生严重损伤；颅内压力峰值在173～235kPa 之间，大脑会发生中等程度伤害；颅内压力低于173kPa 会发生轻微伤害或者无伤害。
Newman[37]等在实验研究和模拟计算的基础上，认为当大脑Von mises 应力超过0.07MPa 大脑就有可能发生轻微伤害。Willinger 等[29]的研究认为，17kPa 是中等脑神经损伤发生的应力限值，33kPa 是严重脑神经损伤的限值。
5.4 颅骨骨折耐受值
关于颅骨骨折撞击力耐受值的研究很多，其研究概况和结果如表2 所示[35]。表2 颅骨骨折撞击力耐受值研究概览
 6 讨论
对于撞击时颅脑撞击损伤的生物力学的研究已历半个多世纪，取得了一定的研究成果，但是由于颅脑本身的几何、材料和结构等的复杂性，至今还没有成熟和完善的理论。根据已有的科研成果和实际工程需要，本课题未来的研究趋向将有以下几个方面：
(1) 进一步研究颅骨和脑组织各部分的材料特性和力学参数；
(2) 进行更多、更系统的尸体和动物撞击模拟实验，以确定颅脑在不同撞击条件下的伤害程度，研究其伤害机理。由于该类实验的困难性，需要加大各研究机构间的联合，实现实验设计的优化和实验数据的共享；
(3) 建立更具仿真度的数值模型，使模型更接近颅脑的实际形状和结构并考虑颈部脊髓的影响。
(4) 加强生物力学和医学的结合。
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