儿童损伤生物力学实验研究综述:结构响应测试

白中浩 陈亚枫 白芳华 蒋彬辉

(湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙 410082)



儿童损伤生物力学实验研究综述:结构响应测试

白中浩*陈亚枫 白芳华 蒋彬辉

(湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙 410082)

在儿童安全的研究中，由于受到伦理道德等方面的限制，无法开展有效的儿童结构响应实验了解其损伤机理、确定损伤容忍限度，导致现有儿童假人的开发和相应损伤容忍限度的建立都是通过缩放成人结构响应实验数据而得到的。然而，缩放方法的准确性目前仍未得到证实。同样，儿童结构响应数据的缺乏，使得儿童数学模型的验证存在很大的困难。为此，详细回顾与分析现有文献中儿童头部、颈椎、胸腹部、骨盆与四肢结构响应实验方法与数据。此外，还回顾儿童尸体台车试验及志愿者台车试验。最后，对未来急需开展的儿童各部位结构响应实验提出建议。

儿童安全；损伤生物力学；结构响应

引言

道路交通伤是导致儿童意外死亡的主要原因，全球每年约40万儿童青少年(0～25岁)因道路交通伤而导致死亡[1]。如美国2011年道路交通事故共造成171 000名儿童(0～14岁)受伤，1 140名儿童死亡[2]，值得注意的是，2004年的全球道路交通伤害事故中，93%的儿童死亡案例发生在低收入和中等收入的国家。面对严峻的儿童道路安全问题，相关的研究工作则相对落后。

儿童交通安全是道路交通安全研究中起步较晚的一部分。各国已在成人道路安全方面开展了很多富有成效的研究，通过开展大量尸体结构响应试验，制定了成人损伤机理与损伤准则[3]，开发并验证了具有较高生物逼真度的机械假人与人体数学模型[4-10]。而在儿童安全的研究中，由于受到伦理道德等方面的限制，无法开展有效的儿童尸体实验，且利用动物实验来替代尸体实验的方法也存在一定的困难[11]。使得现有儿童假人所采用的验证数据及假人相应损伤评估准则的建立均是根据缩放成人结构响应数据而来[12]。同样受到影响的还有儿童数学模型的验证。目前，已发表的文献中有一个3岁和一个6岁的全身有限元模型及多个儿童局部有限元模型[11, 13-23]，尽管部分模型采用的几何数据是通过较为精确的临床医学数据获得，但其中大部分模型所采用的验证数据同样也是根据缩放成人结构响应数据。虽然研究人员试图提高缩放方法的准确性[24-25]，但是由于儿童结构响应数据的缺乏，这些缩放方法的准确性无法得到验证。

综上所述，目前儿童安全领域的研究中，急需解决儿童生物力学结构响应实验数据缺乏的问题。本文回顾和总结了目前文献中已有的与儿童相关的整体结构响应实验方法及获得的实验数据。主要包括：头部在压缩测试中力-位移响应以及跌落测试中加速度-时间响应；颈椎各段样本拉伸、扭转刚度及颈椎整体在拉伸时的力-位移响应；胸部在动态冲击时力-位移响应以及心肺复苏急救过程中力学响应；腹部在动态冲击与安全带加载时力-位移响应；骨盆在侧向冲击时力-位移响应；四肢长骨在准静态与动态测试中的最大弯曲力与最大变形；儿童尸体在台车试验中损伤位置与损伤等级。此外，还简述了儿童志愿者台车试验中相关结论。最后，对当前阶段急需开展的儿童结构响应特性实验提出相关建议。

1 头部响应测试

Prange对3例婴儿尸体(死亡时间分别出生1、3、11 d)头部进行了4种速率的压缩测试(加载速率为0.050、10、50、100 mm/s)以及跌落测试(跌落高度为15和30 cm)[26]。压缩测试时头部力-位移响应曲线如图1所示，头部刚度随着压缩速度的增加而变大。跌落测试时头部加速度-时间响应曲线如图2所示，可以看出跌落高度为30 cm时的头部加速度峰值要高于跌落高度为15 cm时的相应数值，但两条曲线脉冲持续时间一致。此外，研究还发现，压缩方向和跌落部位对头部刚度和加速度峰值无显著影响。

图1 不同压缩速度下婴儿头部力-位移响应曲线[26]Fig.1 Force-displacement response for the infant head under different compression velocity[26]

图2 30 cm与15 cm跌落婴儿头部加速度-时间响应[26]Fig.2 Acceleration-time response for the infant head from 30cm and 15cm drop height[26]

Holck将一例在酒精中存放了50年的婴儿颅骨用15 mm厚的泡沫橡胶材料包裹并固定，然后采用质量为9 kg的铁质圆柱体从不同高度撞击颅骨[27]。测试结果表明，在颅骨峰值力达到1 000 N后，颅骨就失去了坚固性。

Loyd获取了10例婴儿(小于1岁)和2例儿童(9和16岁)儿童头部样本，首先对样本侧向和前后方向在4种加载率下(0.0005、0.01、0.1、0.3/s)开展了非破坏性压缩测试，然后对样本5个部位(forehead, occiput, vertex, right parietal, left parietal)开展了非破坏性与破坏性跌落测试[28]。压缩测试表明，儿童头部压缩刚度都随着年龄的增加而显著增加，加载率对1岁以下儿童头部压缩刚度有显著影响，而压缩方向对儿童头部压缩刚度无显著影响。跌落测试表明，儿童头部冲击刚度、加速度峰值、HIC、脉冲持续时间、垂直方向动能变化都随着年龄的增长而显著增加。碰撞位置对加速度峰值、HIC、冲击刚度、垂直方向动能变化具有显著影响，而对脉冲持续时间无显著影响。跌落高度对加速度峰值、HIC、冲击刚度具有显著影响，而对脉冲持续时间、垂直方向动能变化无显著影响。

在应用方面，李志刚等采用Prange获取的试验数据验证了能够代表3个年龄段(新生儿、1.5个月和3个月)的儿童头部有限元模型[29]，Roth同样采用该试验数据验证了代表6个月婴儿头部的有限元模型[15]。此外，Li等还采用Loyd获取的试验数据验证了代表6个月婴儿头部的有限元模型[30]。

2 颈部和脊柱响应测试

2.1 颈部响应测试

表1 儿童颈椎各段及整体拉伸刚度与椎体位移(LLD)和刚度[31]

表2 儿童颈椎各段拉伸失效力[31]

Luck等对来自18个胚胎及儿童尸体(0～14岁)的颈椎整体及各段样本(O-C2、C3-C4、C4-C5、C5-C6、C6-C7)进行了了准静态拉伸测试，获取的颈椎整体和各运动段样本失效前拉伸刚度和椎体位移(LLD)如表1所示，初始失效力和极限失效力如表2所示[31]。统计分析表明，儿童(5个月及以上)上颈部的刚度显著低于下颈部的，而失效力则显著高于下颈部的。

Nuckley等研究了11例尸体(2～28岁)颈椎各段样本(C1-C2, C3-C4, C6-C7)在多种负载下的力学响应[32]。首先对每段样本都开展了拉伸(tension)、压缩(compression)、前后弯曲(flexion)、伸展(extension)、侧向弯曲(lateral bending)和轴向扭转(axial rotation)非失效测试。然后对C1-C2段开展了拉伸失效测试，对C3-C4段开展了压缩失效测试，C6-C7开展了伸展失效测试，获取的各段样本失效极限如表3所示。结果表明，颈椎各段的失效极限和刚度与年龄显著相关，且失效极限和刚度与年龄的关系可通过二次曲线较好地拟合。Dong等采用该测试数据，对10岁儿童颈部有限元模型进行了验证[21]。

图3比较了Nuckley获取的儿童C1-C2段和Luck获取儿童颈椎O-C2、C4-C5、C6-C7段的拉伸失效力数据，这些数据在极限强度与年龄的关系上显示出了较好的一致性[31-32]。此外，Nuckley和Luck研究均发现，儿童颈椎各段失效力和刚度都随着年龄的增加而变大[31-32]。

图3 文献[31]和[32]中颈椎各段拉伸失效力数据对比[31-32]Fig.3 Comparison of Cervical vertebrae tensile failure force from ref.[31] and [32][31-32]

欧阳钧等对10例儿童(2～10岁)头颈部分开展了拉伸弯曲测试[33-34]。首先对skull-T2开展了准静态无损屈伸和拉伸测试，然后进行了拉伸失效测试。无损测试结果表明，年龄对颈椎的旋转刚度无显著影响，获取的skull-C2、C2-T2和skull-T2的旋转刚度分别为(0.72±0.07)、(0.07±0.02)和(0.04±0.01)N·m/(°)。拉伸损伤测试获取的所有样本的平均力-位移曲线及上下偏差曲线如图4所示，2～4岁儿童颈椎的失效力(595±143) N显著低于6～12岁儿童的(868±71)N。

图4 颈椎整体拉伸平均力-位移响应与通道[33]Fig.4 Mean force-displacement response and corridors for the whole cervical spines under tensile[33]

Tab.3 The tolerance of child cervical vertebra under various load[32]

年龄/yC1-C2拉伸/NC3⁃C5压缩/NC6⁃C7延展/Nm2582124014631102159513249412180160813062992190915432263128111588329935413181738212361617274208412182009600350822210558974762820296338563

2.2 脊柱响应测试

暂无与儿童脊柱结果响应测试相关的文献。

3 胸腹部响应测试

3.1 胸部响应测试

欧阳钧对9例儿童(2～12岁)胸部开展了动态冲击测试[35]。测试结果表明儿童胸部损伤与胸部的最大变形、胸骨粘性准则和第四胸椎骨峰值加速度并不相关，而与胸部峰值变形时吸收能量相关。Parent重新分析了欧阳钧获取的实验数据得到了3岁组(2～4岁)和6岁组(5～12岁)胸部的力-变形曲线[36]，如图5所示。Kent对3例儿童(6、7和15岁)胸部开展了不同速度安全带加载和均匀加载实验[37-38]，实验方法与成人胸部加载实验相同[39]，以评价各种缩放方法的准确性。实验结果表明人体胸部刚度并不是与年龄呈单调关系(如图6所示)，儿童胸部刚度和老年人胸部刚度相当。此外，研究还发现质量缩放、SAE缩放、ISO缩放及Parallel Springs缩放方法都没能准确预测儿童胸部响应，所有缩放方法都通过减小成人胸部刚度通道得到儿童胸部刚度通道，而实验中每次加载获取的儿童胸部刚度和成人胸部刚度通道相当，或高于成人胸部通道刚度。

图5 3岁组与6岁组胸部力-变形通道[36]Fig.5 Force-deflection response corridors for 3years and 6years’chest[36]

图6 不同年龄样本胸部在15%压缩量时的动态肩带力[37-39]Fig.6 Dynamic belt force of thorax sample with different ages under 15% compression[37-39]

由于儿童尸体获取较为困难，研究人员开始寻求其他方法研究胸部结构响应。Maltese获取了18例儿童和成人(8～22岁)在心肺复苏(CPR)急救过程中胸部响应数据[40]，图7描述了Maltese、欧阳钧和Kent测试中儿童胸部压缩力在胸部压缩量为15%时的分布[35,38,40]，可知CPR时胸部压缩力比冲击实验要小，原因可能是在CPR时胸部变形速率相对较小。通过CPR获取的胸部响应数据虽然无法代替汽车碰撞中胸部在高变形速率下的响应，但仍可用于验证儿童胸部有限元模型在低速变形下的生物逼真度[11]。在应用方面，蒋彬辉采用欧阳钧和Kent等获取的测试数据，以及Maltese获取的心肺复苏测试数据，对10岁儿童有限元模型进行了验证[41]。

图7 CPR与冲击实验15%胸部压缩量时力的分布[35,38,40]Fig.7 Force distribution of CPR and impact experiment under 15% chest deflection[35,38,40]

3.2 腹部响应测试

欧阳钧在做胸部冲击测试之前，对相同的儿童样本开展了腹部冲击测试[42]。获得的3岁组(2～4岁)和6岁组(5～12岁)腹部力-位移平均值和上下偏差曲线分别如图8、9所示，6岁组儿童的腹部峰值力平均值显著高于3岁组儿童的(分别为(926.16±133.24)和(530.30±102.62) N)。Kent对2例女性儿童(6和7岁)上腹部开展了准静态和动态均匀加载测试，对下腹部开展了准静态均匀加载测试[37]，获取的上腹部与下腹部力-位移响应特性如图10所示。两例儿童腹部具有相似的力-位移响应特性，在动态测试时上腹部刚度都高于下腹部刚度。

图8 3岁组儿童腹部平均力-变形响应与通道[42]Fig.8 Force-deflection response corridors for 3years abdomen[42]

图9 6岁组儿童腹部平均力-变形响应与通道[42]Fig.9 Force-deflection response corridors for 6years abdomen[42]

图10 腹部横向安全带加载下的力-位移响应 (6和7岁女性)[37]Fig.10 The force-displacement response of abdomen under transverse belt loading (6 and 7 years old female)[37]

4 骨盆与四肢响应测试

4.1 骨盆响应测试

欧阳钧采用已完成胸部和腹部冲击试验的儿童尸体样本对骨盆开展了冲击测试[43]，获得的3岁组(2～4岁)和6岁组(5～12岁)骨盆力-位移平均值和上下偏差曲线分别如图11、12所示。测试结果还表明，6岁组儿童骨盆的刚度与峰值力高于3岁组儿童的。Kim等采用其该测试数据对10岁儿童骨盆有限元模型进行了验证[44]。

图11 3岁组骨盆力-位移响平均值与上下偏差曲线[43]Fig.11 Mean force-displacement response and corridors for 3years pelvis[43]

4.2 四肢响应测试

欧阳钧对11例儿童(2～10岁)四肢长骨开展了准静态和动态三点弯曲测试，随机选取双侧肱骨、尺骨、桡骨、股骨、胫骨和腓骨一侧为静态施载组(5 mm/min), 另一侧为动态施载组(500 mm/min)[45-46]，上肢长骨和下肢长骨的最大弯曲力与最大变形分别如表4、5所示。此外，研究还发现，长骨在动态作用力下的抗弯强度和最大变形较静态作用力时高。随着儿童年龄增长，长骨的动、静态抗弯曲力的能力都逐渐提高。

图12 6岁组骨盆力-位移响应平均值与上下偏差曲线[43]Fig.12 Mean force-displacement response and corridors for 6years pelvis[43]

表4 上肢长骨的最大弯曲力和最大变形[45]

表5 下肢长骨的最大弯曲力和最大变形[45]

表6 儿童尸体台车试验总结[47-49]

5 儿童尸体台车试验

表6为Kallieris、Dejeammes、Wismans对10例儿童尸体样本开展的14组台车试验情况(Dejeammes对同一个样本开展了5次实验)[47-49]。14组试验中8组试验样本发生了损伤，多为脊柱损伤(6组试验出现脊椎损伤)。

6 儿童志愿者台车试验

Arbogast对4个年龄段(6～8 YO，9～11 YO，12～14 YO，成人)的志愿者开展了低速前碰撞台车试验，研究儿童头颈部运动学响应与成人的差异[50]。测试结果表明，在加速度脉冲一致的情况下，颈部和头部所有标志点相对前向偏移量随着年龄增加显著降低，这种差异由于随年龄增大，头围和颈围之比降低，从而使颈部对头部的约束增强。此外，在文中还给出了安全带张力、座椅负载及脚踏板负载的数据，可用于低速前碰撞条件下的儿童响应研究。

7 展望与总结

儿童头部试验样本多为婴儿期尸体，因此还需更多其他年龄段的儿童尸体样本用于研究年龄因素对头部响应的影响。相比成人头部生物力学实验，儿童头部结构响应测试还需考虑测试颅内响应的情况。在成人的头部颅内响应测试中，经典的实验包括有Nahum的颅内压试验和Zhang的脑组织相对位移试验[51-52]，儿童头部颅内响应生物力学实验可参照上述经典成人头部颅内响应测试方法开展。在颅内响应的测试中，需要考虑儿童颅骨刚度相对较软的特性以及头部几何特性差异对测试结果的影响。研究表明，儿童颅骨相比于成人较为柔软，不易发生骨折。因而，在头部发生跌落等接触撞击的情况下，儿童相比成人，可能会出现未发生颅骨骨折但却遭受到严重颅内创伤的情况。尤其是婴儿时期的颅骨中囟门以及骨缝等相对较软的结构存在，进一步加大了颅骨变形挤压脑组织的风险，但上述因素对颅内响应的影响并未明确。此外，成人的颅内响应研究表明，颅内容量、脑组织质量、枕骨大孔尺寸等因素均对颅内压响应有明显影响，所以在开展儿童颅内生物力学试验中，应详细考虑上述各类因素随年龄的变化关系及对颅内响应的影响。

在颈部及脊柱结构响应研究中，需加强对脊柱部分的研究，尤其是腰椎部分的研究。此外，对成人颈部数值模拟表明，主动肌肉力对颈部失效力与颈部损伤部位有显著影响[53]。由于儿童头部质量相当全身质量比重较大，颈部主动肌肉力对儿童颈部和头部损伤影响情况较成人可能更大。在探究儿童肌肉韧带组织的本构特性及被动力学特性的同时，更应研究其主动响应特性。

在胸腹部、骨盆及四肢响应的研究中，尽管目前已有一定数量的儿童尸体实验，但是损伤准则和容忍极限仍未确定。此外，还需加强侧面碰撞条件下的胸、腹部结构响应研究。儿童整体结构响应的研究中，儿童尸体试验均存在年代较为久远、采集获得响应数据偏少及样本在测试中的损伤情况不明等问题。

在伦理道德的限制下，难以获得充足的儿童尸体样本用于生物力学实验，研究人员应加强新颖的生物力学实验方法以获得人体数据，需加强与临床医学机构的合作，从临床治疗过程中获得数据，如从大量的临床医学图像中提取人体几何数据，从胸肺复苏急救、物理理疗等治疗过程中获得人体响应数据。

[1] Peden M. World report on child injury prevention [M]. World Health Organization, 2008.

[2] NHTSA. Traffic safety facts 2011 data—children [J]. Annals of Emergency Medicine, 2014, 63(2): 243-245.

[3] Nahum A M, Melvin J. Accidental injury: biomechanics and prevention [M]. Springer, 2002.

[4] Mao H, Zhang L, Jiang B,etal.Development of a finite element human head model partially validated with thirty five experimental cases [J]. Journal of biomechanical engineering, 2013, 135(11): 111002.

[5] Yang J. Injury biomechanics in car-pedestrian collisions: development, validation and application of human-body mathematical models [D].Goteborg:Chalmers University of Technology, 1997.

[6] Yang KH, Hu J, White NA,etal. 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, 50: 429-490.

[7] Svensson MY, Bostrom O, Davidsson J,etal. Neck injuries in car collisions-a review covering a possible injury mechanism and the development of a new rear-impact dummy [J]. Accident Analysis and Prevention, 2000, 32(2): 167-175.

[8] Iwamoto M, Kisanuki Y, Watanabe I,etal. Development of a finite element model of the total human model for safety (THUMS) and application to injury reconstruction[C]//Proceedings of the International Research Council on the Biomechanics of Injury Conference. Montpellier :International Research Council on Biomechanics of Injury, 2002, 30: 121-126

[9] Ruan J, El-Jawahri R, Chai L,etal. Prediction and analysis of human thoracic impact responses and injuries in cadaver impacts using a full human body finite element model[J]. Stapp Car Crash Journal,2003,47:299-321.

[10] Dall'ara E, Luisier B, Schmidt R, Kainberger F,etal. A nonlinear QCT-based finite element model validation study for the human femur tested in two configurationsinvitro[J]. Bone, 2013, 52(1): 27-38.

[11] Jiang B, Cao L, Mao H,etal. Development of a 10-year-old paediatric thorax finite element model validated against cardiopulmonary resuscitation data [J]. Computer Methods In Biomechanics And Biomedical Engineering, 2014, 17(11): 1185-1197.

[12] Huber C, Yang KH. Pediatric material properties: a review of human child and animal surrogates [J]. Critical Reviews in Biomedical Engineering, 2007, 35(3-4):197-342.

[13] Okamoto M, Takahashi Y, Mori F,etal. Development of finite element model for child pedestrian protection[C]//Experimental Safety Vehicles Conference. Washington, DC: Nhtsa, 2003: 151-159.

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

[15] Roth S, Raul J S, Willinger R. Finite element modelling of paediatric head impact: Global validation against experimental data [J]. Computer Methods and Programs in Biomedicine, 2010, 99(1): 25-33.

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

[17] Coats B, Margulies SS, Ji S. Parametric study of head impact in the infant [J]. Stapp Car Crash J, 2007, 51:1-15.

[18] Zhang H, Hou M, Bai S,etal. The finite element study on zygomatic injury by impact in child [J]. Chinese Medical Journal, 2007, 87(20): 1420-1432.

[19] Dupuis R, Meyer F, Deck C,etal. Three-year-old child neck finite element modelization [J]. European Journal of Orthopaedic Surgery & Traumatology, 2006, 16(3): 193-202.

[20] Meyer F, Bourdet N, Roth R,etal. Three years old child neck FE modelling under automotive accident conditions [C]//Proceedings of the International Research Council on the Biomechanics of Injury conference.Maastricht: International Research Council on Biomechanics of Injury, 2007:277-290.

[21] Dong L, Li G, Mao H,etal.Development and validation of a 10-year-old child ligamentous cervical spine finite element model [J]. Annals of Biomedical Engineering, 2013, 41(12): 2538-2552.

[22] Mizuno K, Iwata K, Deguchi T,etal. Development of a three-year-old child FE model [J]. Traffic Injury Prevention, 2005, 6(4): 361-371.

[23] 曹立波, 周舟, 蒋彬辉, 等. 10 岁儿童头部有限元模型的建立及验证 [J]. 中国生物医学工程学报, 2014, 31(1): 63-70.

[24] Yoganandan N, Arun M W, Pintar F A. Normalizing and scaling of data to derive human response corridors from impact tests [J]. Journal of Biomechanics, 2014, 47(8): 1749-1756.

[25] Kent R. Frontal thoracic response to dynamic loading: the role of superficial tissues, viscera and the rib cage [J]. International Journal of Crashworthiness, 2008, 13(3): 289-300.

[26] Prange MT, Luck J F, Dibb A,etal. Mechanical properties and anthropometry of the human infant head [J]. Stapp Car Crash J, 2004, 48:279-299.

[27] Holck P. What can a baby’s skull withstand? Testing the skull’s resistance on an anatomical preparation [J]. Forensic Science International, 2005, 151(2): 187-191.

[28] Loyd A M. 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.

[29] 李志刚, 胡敬文, 张金换,等. 基于统计学的参数化儿童头部有限元模型的建立及碰撞事故再现 [J]. 清华大学学报：自然科学版, 2013, 52(11): 1631-1637.

[30] Li Z, Luo X, Zhang J. 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.

[31] Luck J F, Nightingale R, Loyd AM,etal. Tensile mechanical properties of the perinatal and pediatric PMHS osteoligamentous cervical spine[J]. Stapp Car Crash J, 2008, 52:107-134.

[32] Nuckley D J, Linders D R, Ching R P. Developmental biomechanics of the human cervical spine [J]. Journal of Biomechanics, 2013, 46(6): 1147-1154.

[33] 欧阳钧, 赵卫东, 李鉴轶,等.儿童颈椎弯曲及拉伸的生物力学评价 [J]. 中华创伤骨科杂志, 2005, 7(10): 918-923.

[34] Ouyang Jun, Zhu Qingan, Zhao Weidong,etal. Biomechanical assessment of the pediatric cervical spine under bending and tensile loading [J]. Spine, 2005, 30(24): E716-E723.

[35] Ouyang J, Zhao W, Xu Y,etal. Thoracic impact testing of pediatric cadaveric subjects [J]. Journal of Trauma-Injury, Infection, and Critical Care, 2006, 61(6): 1492-500.

[36] Parent D P, Crandall J, Bolton J,etal. Comparison of hybrid III child test dummies to pediatric PMHS in blunt thoracic impact response [J]. Traffic Injury Prevention, 2010, 11(4): 399-410.

[37] Kent R, Lopez-Valdes FJ, Lamp J,etal. Characterization of the pediatic chest and abdomen using three post-mortem human subjects[C]//22nd International Technical Conference on the Enhanced Safety of Vehicles (ESV). Washington, DC: Nhtsa, 2011: 394-402.

[38] Kent R, Salzar R, Kerrigan J,etal. Pediatric thoracoabdominal biomechanics[J]. Stapp Car Crash J, 2009, 53:373-401.

[39] Kent R, Lessley D, Sherwood C Thoracic response to dynamic, non-impact loading from a hub, distributed belt, diagonal belt, and double diagonal belts[J]. Stapp Car Crash J, 2004, 48:495-519.

[40] Maltese M R, Castner T, Niles D,etal. Methods for determining pediatric thoracic force-deflection characteristics from cardiopulmonary resuscitation[J]. Stapp Car Crash J, 2008, 52:83-105.

[41] 蒋彬辉. 儿童胸部有限元模型开发及损伤机理研究 [D]. 长沙： 湖南大学, 2013.

[42] Ouyang J, Zhu Q, Li Z,etal. Abdominal Impact Study on Pediatric Cadaveric Subjects [C]// Proceedings of the 11thInternational Forum of Automotive Traffic Safety,Chong Qin: INFATS Secretariat, 2014: 303-310.

[43] Ouyang Jun, Zhu Qinggan, Zhao Weidong,etal. Experimental cadaveric study of lateral impact of the pelvis in children [J]. Academic Journal of the First Medical College of PLA, 2003, 23(5): 397-401, 408.

[44] Kim J-E, Li Z, Ito Y,etal. Finite element model development of a child pelvis with optimization-based material identification [J]. Journal of Biomechanics, 2009, 42(13): 2191-2195.

[45] Ouyang Jun, Zhu Qinggan, Zhao Weidong,et al. Biomechanical character of extremity long bones in children [J]. Chinese Journal of Clinical Anatomy, 2003, 21(6): 620-623.

[46] 欧阳钧, 朱青安, 赵卫东,等. 儿童四肢长骨的生物力学性质及其意义 [J]. 中国临床解剖学杂志, 2004, 21(6): 620-623.

[47] Dejeammes M, Tarriere C, Thomas C,etal. Exploration of biomechanical data towards a better evaluation of tolerance for children involved in automotive accidents[C] // The 28th Stapp Car Crash Conference. Orlando: SAE Publication, 1984:427-441.

[48] Wismans J, Maltha J, Melvin J,etal. Child restraint evaluation by experimental and mathematical simulation[C]// The 28th Stapp Car Crash Conference. Orlando: SAE Publication, 1979:381-601.

[49] Kallieris D, Barz J, Schmidt G, Heess G,etal. Comparison between child cadavers and child dummy by using child restraint systems in simulated collisions [C] // The 28th Stapp Car Crash Conference. Orlando: SAE Publication, 1976:511-541.

[50] Arbogast KB, Balasubramanian S, Seacrist T,etal. Comparison of kinematic responses of the head and spine for children and adults in low-speed frontal sled tests[J]. Stapp Car Crash J, 2009, 53:329-372.

[51] Nahum A M, Smith R, Ward C C. Intracranial pressure dynamics during head impact[C]// The 28th Stapp Car Crash Conference. Orlando: SAE Publication, 1977:338-359.

[52] Zhang L, Yang K H, Dwarampudi R,etal. Recent advances in brain injury research: a new human head model development and validation[J]. Stapp Car Crash J, 2001, 45:369-394.

[53] Yoganandan N, Kumaresan S, Pintar F A. Biomechanics of the cervical spine Part 2. Cervical spine soft tissue responses and biomechanical modeling [J]. Clinical Biomechanics, 2001, 16(1): 1-27.

A Review of Pediatric Biomechanical Experiments: Structural Response Tests

Bai Zhonghao*, Chen Yafeng, Bai Fanghua, Jiang Binhui

(TheStateKeyLaboratoryofAdvancedDesignandManufacturingforVehicleBody,HunanUniversity,Changsha410082,China)

From an ethical point of view, it is extremely difficult to propose well-controlled pediatric subject study aiming at understanding the injury mechanisms and establishing the associated tolerance values. As the consequence, the current development of child anthropomorphic test devices (ATDs) and corresponding injury assessment reference values (IARVs) is based on the scaling data obtained from adult human cadaveric experiments. However, the accuracy of such scaling techniques in use has not yet been confirmed. There is also great demand of pediatric experimental data to validate the numerical models for children. To address these issues, this paper provides a detailed review of the experimental data and experimental methods available in literatures for the structure responses of body regions of children, including head, neck, thorax, abdomen, extremities and pelvis. The sled tests of pediatric cadavers and volunteers are also reviewed. Lastly, current state-of-art is analyzed and future studies are suggested.

child safety; injury biomechanics; structural response

10.3969/j.issn.0258-8021. 2015. 05.011

2015-01-06， 录用日期:2015-06-15

国家自然科学基金(51475153)；国家自然科学基金青年基金(51405148)

R318

A

0258-8021(2015) 05-0598-09

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