在快速头部旋转的绵羊模型中观察到的体内脑部变形

《Annals of Biomedical Engineering》：In Vivo Brain Deformation in a Sheep Model of Rapid Head Rotation

　　摘要
目的：需要同步测量快速头部旋转过程中的头部运动学和体内大脑变形，以加深对创伤性脑损伤（TBI）机制的理解，并改进计算建模，作为损伤风险评估和预防的工具。本研究旨在实现活体绵羊头部的可重复快速旋转，评估声波显微测量法测量多点大脑位移的可行性，并量化活体大脑对快速旋转的变形响应。

方法：在三只麻醉的成年绵羊中，将声波显微测量收发器阵列植入大脑并牢固地固定在颅骨内表面。使用非冲击式头部旋转装置诱导可重复的、快速的矢状面头部旋转（以第二颈椎为中心）。通过计算机断层扫描（CT）成像来评估收发器与脑组织之间的相对运动。评估了大脑的三维位移、应变和头部运动学的重复性。

结果：在11次快速头部旋转测试中，每次都追踪到了多达13个（平均11个）大脑收发器的位置。头部角加速度和速度的峰值分别达到了38.56 krad/s2和30.43 rad/s，头部运动的平均持续时间为241.9 ± 23.1 ms。测试前后收发器在脑组织中的位移小于测量系统的空间分辨率，快速头部旋转期间测量到的大脑位移具有极佳的重复性（CORA得分为0.99）。观察到大脑位移和应变分别最大达到2.47 mm和18%。大脑在矢状面上表现出衰减的正弦波形旋转变形，伴有振荡的拉伸-压缩波。

结论：声波显微测量法在活体中得到了可靠的应用，并在快速头部旋转的非存活大型动物模型中提供了可重复的大脑变形测量结果。

引言：
创伤性脑损伤（TBI）是全球导致残疾和45岁以下人群死亡的主要原因[1]。TBI的常见原因包括跌倒[2]、交通事故[2]、袭击[2,3,4]、运动[5,6]和武装冲突[7]。大多数TBI是由没有颅骨穿透的闭合性头部撞击引起的[8,9]。闭合性头部TBI的严重程度从轻度脑震荡到重度不等，在严重情况下，会涉及弥漫性轴突损伤、挫伤和血肿等病理变化[10]。为了更好地设计汽车和其他安全装置及防护设备，并更准确地定义头部运动学与脑损伤阈值之间的相互作用，需要改进对闭合性头部TBI中头部运动学、大脑变形和神经组织损伤之间关系的理解[1,11,12]。

使用有限元（FE）模型研究了大脑对快速头部运动的变形响应[12,13]。基于FE模型的TBI风险评估已经针对各种大脑变形指标进行了提出，例如轴突纤维束方向的应变[14,15,16]、最大主应变[16,17]或累积应变损伤测量[17,18]。理想情况下，FE模型应通过与其主要输出（组织变形）相匹配的实验数据进行验证，这些实验数据是在等效边界条件下获得的。然而，很少有研究实际测量了头部撞击或快速旋转过程中的大脑变形。

从重复的低速率头部旋转期间收集的标记磁共振（MR）图像中得出了活体人脑的应变场[19,20,21]。这些研究为大脑-颅骨耦合和负载传递提供了宝贵的见解；然而，由于大脑力学依赖于运动速率[22]，这些数据可能不适用于高速率头部运动。高速双平面X射线摄影已被用于追踪嵌入动物大脑和颅骨中的中性密度目标（NDTs）[23]，以及人类尸体实验中的头部撞击[24,25]或无撞击旋转[26]。唯一一项活体研究跟踪了在雪貂小脑中植入的三个NDT在撞击诱导头部旋转过程中的位置[23]。在人类尸体头部中，两个集群内的14个NDT的相对运动在两个4 mL脑体积内产生了最大主应变和剪切应变[25]。这种放射技术要求X射线源-接收器对在整个事件过程中始终保持对每个NDT的“视线”不受阻，这限制了标记物的实际空间密度，从而也限制了所得变形场的空间分辨率。

声波显微测量法利用超声波飞行时间来测量压电晶体对之间的距离，其空间分辨率为0.012 mm，频率高达1600 Hz。通过使用这些晶体阵列，可以相对于固定的晶体参考框架测量晶体的三维位置和位移[27]。由于没有视线限制，声波显微测量法可以提供比双平面X射线摄影更高的传感器密度，从而提高空间分辨率。声波显微测量法已被用于测量尸体头部快速旋转过程中的24个大脑位置的位移[28]。然而，尸体大脑的研究可能受到死亡后脑组织材料特性迅速变化的影响[29,30,31,32]，这可能会改变大脑的变形响应与活体脑组织的差异。

只有一项研究测量了高速活体大脑位移[23]，目前尚未有关于高速活体大脑变形的数据。为了更好地理解头部运动学与组织应变之间的关系，并改进FE模型的验证方法，需要量化快速头部旋转过程中的大脑变形和头部运动学。

总体目标：本研究旨在将先前报道的声波显微测量方法[28,33]适应于活体绵羊模型中的快速头部旋转，以测量大脑变形。第一个目标是改进先前描述的由撞击引起的头部旋转绵羊模型[34]，以实现无头部冲击的可重复快速旋转。第二个目标是评估声波显微测量法在活体绵羊中测量多点大脑位移的可行性；第三个目标是量化大脑组织对快速头部旋转的位移和应变响应，并评估输入能量对大脑力学的影响。

样本准备：
本研究使用了三只成年母羊（2岁；体重42.5–47公斤），该研究已获得南澳大利亚健康与医学研究所（SAHMRI）动物伦理委员会的批准（批准编号：SAM 21-051）。通过静脉注射地西泮（0.1 mL/kg）和氯胺酮（0.05 mL/kg）诱导麻醉，并通过气管切开术进行机械通气。麻醉通过吸入异氟烷（1-3%）和氯胺酮（1.5 mL/hr IV）维持。通过前肢动脉导管（Transpac IV，ICU Medical，San Clemente，CA，USA）侵入性地监测动脉血压（ABP）。

如先前描述[34]，使用咬合板将头部连接到快速头部旋转装置上。简而言之，将嘴部紧密地固定在装有3D打印托盘的钢制咬合板上，该托盘上配有针对动物的聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA；Kulzer，Hanau，德国）固定装置，以适应上颌齿列。为了准备颅骨以便进行仪器安装，切除了覆盖矩形区域（大约12 cm头尾 × 7 cm侧面）的所有软组织和颅围组织，以暴露颅骨（图1）。在这个部位的头部末端，使用PMMA和自攻螺丝（长度16 mm，4G）将接口板手术固定在额骨上，如先前所述[34]。该接口板用于交替安装运动学传感器阵列和计算机断层扫描（CT）参考框架。

图1：此图像的替代文本可能使用了人工智能生成。

手术程序：
将声波显微测量晶体植入绵羊颅骨和大脑，以及快速头部旋转装置。（A）带有计划好的颅骨接入点的绵羊颅骨模型的斜视图，通过手术安装的定制电缆腺体。（B）绵羊头部手术部位的背面视图，标出了颅骨孔位点以及安装在颅骨上的阵列安装板。（C）绵羊颅骨模型的矢状面中线截面（未显示大脑）。通过电缆腺体引导的导管植入大脑晶体，颅骨晶体固定在电缆腺体的基部。（D）晶体插入后S3头部CT渲染体积的矢状视图。（E）快速头部旋转模型的斜视图，解剖坐标系统用红色虚线箭头表示。（F）初始位置的设置视图，头部和平面约束旋转了45度屈曲。（G）快速头部旋转后的最终位置设置视图。红色实线箭头显示头部和平面约束的旋转方向。

声波显微测量晶体和颅内压（ICP）传感器的手术放置：
在接口板尾部钻了十个双皮质孔（直径5.5 mm），并攻丝（M6 × 1 mm公制插件），形成一个可以访问大脑的矩形区域（大约8 cm头尾 × 4 cm侧面），该区域关于矢状中线对称，并位于囟门后5 mm处（图1A, B）。将定制的螺纹亚克力电缆腺体（M6外螺纹，内径3.6 mm，穿过孔洞）插入每个颅骨孔，并用骨蜡密封边缘，以最小化脑脊液（CSF）损失。

通过电缆腺体，在大脑组织中植入多达14个声波显微测量晶体（2 mm倒刺，Sonometrics，伦敦，安大略省，加拿大），并在硬膜下空间植入10个声波显微测量晶体（2 mm热缩）（表1）（由一位重症医学专家操作）。为了放置大脑晶体，通过电缆腺体将定制导管（外径3.5 mm）插入脑实质，然后在导管中插入实心探针（直径3.4 mm）以防止脑实质被穿刺并避免形成脑实质内的气泡。从导管中取出探针，用直径较小的探针（2.5 mm）将晶体推进到组织中并沉积在其中。大脑晶体带有倒刺，以最小化其相对于脑实质的运动。每个导管通道最多插入两个大脑晶体（位于不同深度），然后完全撤回导管。大脑晶体插入通道不会穿过矢状中线（镰状软骨）或小脑幕。颅骨晶体通过电缆腺体推进到大脑，并通过一个坚固的3D打印支架固定在电缆腺体上。所有晶体插入后，拧紧电缆腺体以减轻晶体引线的应变，并用骨蜡密封，以最小化CSF损失和空气进入。颅骨晶体提供了一个基于硬骨的参考框架，可以追踪大脑传感器的位置[33]。一个临床颅内压（ICP）传感器（Codman Microsensor，Integra LifeSciences，Princeton，NJ，USA）通过其中一个电缆腺体插入脑实质。

表1：样本信息和测试矩阵

地标数字化和坐标系统转换：
在将传感器阵列固定在颅骨接口板上后，使用坐标测量设备（MicroScribe 3DX，Revware，USA）[35]对传感器阵列和头部上的地标进行数字化。这些数字化的地标点，以及通过CT图像识别的其他地标点，在后处理过程中被用来将头部运动学数据从传感器阵列坐标系转换到解剖学坐标系（ACS）中。该坐标系的轴线大致与前方视线对齐，原点位于大脑的质心（图1E）[36]。头部CT成像在插入晶体后以及每次快速头部旋转测试后进行，以提供所有声速计传感器的三维相对位置。在成像过程中，一个包含钽球（直径1毫米）的参考框架被安装在颅骨接口板上，以便在后处理过程中通过阵列坐标系将CT图像转换到ACS中（图1E）。头部的CT图像以120千伏、179毫安秒的曝光剂量、512×512的分辨率和0.6毫米的切片厚度进行采集（设备：Biograph64，西门子，慕尼黑，德国），重建后的体素大小为0.488×0.488×0.3毫米。

动物被放置在手术台上，左侧卧位，头部通过咬合板牢固地连接到一个定制的平面运动约束装置上。该平面运动约束装置将头部的运动限制在矢状面上，围绕一个固定的旋转中心进行。调整动物、手术台和装置的位置，直到装置的旋转中心大致与第二颈椎对齐，并且颈椎和胸椎轴向对齐。之前描述的平面约束[34]被矢状旋转，使头颈部分处于大约45度的屈曲状态。通过使用由弹性绳索驱动的定制活塞（直径16毫米；Ibex Marina，兰开夏郡，英国，符合英国标准S3F70[37]）以两种标称冲击能量中的其中一种（80或170焦耳）来快速旋转头部和平面约束装置。活塞与平面约束装置的接触部位用氯丁橡胶条（厚度16毫米，SGNEO，Safety Gear，坎贝尔菲尔德，澳大利亚）进行缓冲，以减少振动噪声。头部和平面约束装置在头颈伸展方向上快速旋转118±8度，直到平面约束装置碰到一个缓冲屏障。

定制的传感器阵列包括四个三轴加速度计（35B-2，Endevco，北卡罗来纳州，美国）和三个正交单轴角速度传感器（ARS PRO-18 K，DTS，加利福尼亚州，美国）。活塞的位置通过磁性线性编码器进行测量（分辨率±156微米；LM15，RLS，Komenda，斯洛文尼亚）。在快速旋转测试期间，传感器信号以51.2千赫的频率同步采集，使用的数据采集系统为cDAQ-9178（包含4个NI-9232加速度计；NI-9215角速度传感器；NI-9237 ABP和ICP压力传感器；National Instruments），以及定制的LabView软件（2019版本，National Instruments，德克萨斯州，美国）。ABP和ICP传感器信号也在快速旋转测试前后以1千赫的频率同步采集。声速计传感器数据由专用的数据采集单元（DS-3，Sonometrics，伦敦，安大略省，加拿大）获取，采集率为1034赫兹，声速为1540米/秒，发射脉冲时间为250纳秒。两台高速摄像机（Phantom VEO1010，Vision Research，新泽西州，美国；11,000帧/秒）被用来记录冲击测试，以便进行定性分析。数据采集系统和高速摄像机通过cDAQ发出的0-5伏、500毫秒的半方波触发电压进行同步。

每只动物最多经历了五次快速头部旋转事件（表1）；每只动物的完整测试方案如图2所示。

图中所示的替代文本可能是通过人工智能生成的。全尺寸图像显示了对每只动物进行的程序示意图。动物通过麻醉诱导、手术器械和初步头部CT检查进行准备。快速旋转和测试后的头部CT检查重复1-4次（每只动物总共2-5次测试）。测试结束后对动物实施人道安乐死，取出大脑并固定于10%的中性缓冲福尔马林溶液中至少两周。然后使用T1加权磁共振成像技术获取固定后的大脑图像。

在测试结束时，动物通过静脉注射戊巴比妥盐实施人道安乐死。所有传感器从头部取出，大脑被取出并固定在10%的中性缓冲福尔马林溶液中至少两周。使用3T Magnetom Skyra（西门子，慕尼黑，德国）设备获取固定后大脑的T1加权磁化快速梯度回波（MPRGE）磁共振（MR）图像，以观察插管和晶体移除造成的组织损伤。MRI采集参数为：重复时间1500毫秒，回波时间2.51毫秒，翻转角度8度，采集矩阵224×126，体素大小0.67毫米，三次平均，扫描时间9分27秒。

数据处理和分析在MATLAB（2021b版本，Mathworks，马萨诸塞州，美国）中完成。ARS和加速度计数据根据SAE J211第1000类通道频率标准[38]，使用二阶双向低通巴特沃斯滤波器进行过滤，截止频率为1650赫兹。角加速度是通过角速度和线性加速度数据代数计算得出的，采用3-1,1′-1,1′-1,1′的配置[39]。冲击能量是根据活塞的质量和活塞冲击速度计算的；后者通过数值微分活塞与平面约束装置首次接触时的位移获得的。对于每次快速旋转测试，t=0毫秒被定义为12个线性加速度通道中的任何一个首次超过5g的时间。运动持续时间定义为从t=0毫秒到头部最大角位移的时间。计算了峰值矢状角位移、速度和加速度相对于各自峰值结果的比值。

为了评估头部运动学的重复性，计算了所有动物在相同冲击能量下所有测试对的角加速度、速度和位移迹线的均方根误差（RMSE）（速度和位移的数据范围为-5:300毫秒，加速度的数据范围为-5:50毫秒）。然后通过将RMSE值除以相应峰值的平均值来计算归一化的均方根误差（NRMSE）。还使用CORA[40]（CORAplus V4.1.1）相关性分析工具评估了头部运动学的重复性。CORA分析对每个角加速度、速度和位移迹线进行了等同权重的处理（数据范围与RMSE相同，其他设置保持默认）。CORA评分根据ISO18571标准进行解释（优秀：R≥0.94；良好：0.94≥R≥0.80；一般：0.80≥R≥0.58；较差：R<0.58[40, 41]）。

使用扩展卡尔曼滤波器（EKF）算法[27]确定了每个时间点大脑晶体在ACS中的三维位置。为了对每个大脑晶体进行三维空间跟踪，需要至少四个颅骨晶体的高质量距离与时间迹线（它们构成了固定的参考框架），在整个快速旋转事件期间。必要时，根据制造商的建议通过插值处理异常数据点或校正水平位移来清理距离与时间迹线。由于绝对声速计距离测量不如时间位移准确[33]，因此在进行EKF处理之前，将每个颅骨晶体与大脑晶体之间的距离调整为等于t=0时的CT-derived距离。然后将大脑晶体的三维位置与时间数据从CT坐标系转换到ACS中。

对于每次测试，计算了每个大脑晶体的绝对峰值和峰对峰位移。通过快速傅里叶变换分析大脑晶体随时间的变化来确定大脑的频率响应。为了评估大脑对快速旋转的响应重复性，计算了同一动物在同一冲击能量下所有测试对中颅骨到大脑晶体距离和大脑晶体最终位移的NRMSE（数据范围为-5:300毫秒）。同样使用CORA分析，将每次测试的数据与给定旋转能量下所有其他测试的相关时间历史数据的平均值进行了比较（等同权重，数据范围与NRMSE相同，其他设置保持默认）。通过计算晶体初始位置和最终位置之间的欧几里得距离，以及通过比较测试前后CT数据来评估大脑晶体相对于脑组织的残余位移。通过计算每次测试中颅骨晶体对之间的最大距离变化来评估颅骨晶体在快速旋转期间的相对运动。通过将所有时间点的大脑晶体对之间的相对距离变化除以t=0时的相对距离来计算大脑组织的应变。

由于手术程序或快速头部旋转事件，没有检测到即时的生理反应（补充材料1）。动物S1和S3的心率、ABP和ICP在整个测试过程中保持在正常范围内。S2在第二次CT扫描后出现低血压。静脉注射多巴胺（5微克/千克/分钟），导致高血压和心动过速；10分钟后停止多巴胺注射，然后注射艾司莫洛尔（0.1毫克/千克）和利多卡因（2×0.4毫克/千克）；ABP和心率恢复正常，测试继续进行。

标称80焦耳和170焦耳组的测量冲击能量分别为81.8±7.4焦耳和169.5±3.4焦耳。头部运动主要限于矢状面（图3）。峰值矢状角位移、速度和加速度分别为其峰值结果的99.9±0.0%、99.7±0.3%和97.2±3.1%。对于S3，将冲击能量从80焦耳增加到170焦耳后，峰值角加速度从11.97千拉德/秒2增加到31.07千拉德/秒2（增加了159.6%）；峰值角速度从22.35弧度/秒增加到28.74弧度/秒（增加了28.6%）；运动持续时间从249.19毫秒减少到220.72毫秒（减少了12.9%）（表2）。角加速度、速度和位移的平均NRMSE分别为10.7±3.2%、5.9±2.1%和4.6±2.8%。角加速度、速度和位移的平均CORA评分分别为0.86±0.04、0.96±0.02和0.96±0.05。

全尺寸图像显示了三维中的头部和大脑运动学。图表显示了所有冲击能量为80焦耳（A）和170焦耳（B）的测试的平均角速度与时间的关系，以及选定大脑晶体的平均位移与时间的关系，并叠加了头部矢状速度迹线（C、D）或BC到BC的工程应变迹线（E、F）。实线表示平均值，阴影区域表示平均值±1个标准差。

表2总结了每次测试的头部运动学结果、大脑晶体（BC）的峰值和峰对峰位移以及峰值BC到BC的工程应变。对于大脑响应结果，平均值±标准差和最大值取自给定动物ID和冲击能量下所有大脑晶体的数据。运动持续时间定义为从t=0到头部最大角位移的时间，其中t=0定义为12个线性加速度通道中的任何一个首次超过5g的时间。

为了评估使用声速计测量大脑位移的可行性，推导出了指标来估计大脑晶体相对于脑组织的运动以及颅骨晶体的相对运动。颅骨到大脑晶体距离与时间迹线的平均NRMSE和大脑晶体最终位移分别为8.6±8.3%和11.4±9.8%。颅骨到大脑晶体距离与时间以及大脑晶体最终位移迹线的CORA评分分别为0.81±0.21和0.99±0.02。大脑晶体在快速头部旋转前后的平均位置变化为0.024±0.021毫米（由声速计测量得出），测试前后大脑晶体对之间的平均距离变化为0.14±0.22毫米（由CT图像得出）；这两个结果都在各自的测量系统分辨率范围内[42]。快速头部旋转期间颅骨晶体之间的平均峰值距离变化为0.085±0.043毫米。

在冲击作用下，大脑位移显示出大约100毫秒的衰减谐波振荡，主要发生在头部运动开始后的1毫秒内（图3）。在所有测试和所有大脑晶体中，振荡频率为37.34±3.70赫兹。晶体峰值位移（图4）发生在峰值角速度后的6.55±8.63毫秒，且发生在第一次或第二次振荡内。对于每个大脑晶体，峰对峰位移大约是峰值位移的75%。比较冲击能量为80焦耳和170焦耳的测试，后者产生的峰值和峰对峰位移分别高出22%。

全尺寸图像显示了S3测试1中晶体位置和大脑位移（放大3倍），冲击能量为170焦耳。大脑位移叠加在大脑的矢状中线（A）和冠状中线（B）轮廓上。黑色菱形表示颅骨晶体，彩色标记表示大脑晶体的初始位置（每个大脑晶体的颜色和形状在所有图中一致），黑色十字表示大脑的质心。黑色线条表示在整个快速旋转测试过程中大脑晶体的位移，为了便于观察，这些位移被放大了三倍。黑色箭头指示了大脑晶体初始的位移方向。在所有测试中，平均工程应变和最大峰值应变分别为2.96±2.04%和18.00%。S2组的平均和最大峰值应变最高（见表2）。对于S3组，较高的撞击能量与平均应变（增加30%）和最大应变（增加39%）的增加有关。整个大脑的应变响应是波动的，与大脑的位移同步（见图3，补充材料2）。

讨论
了解自然灌注并由脑脊液包围的活体大脑组织如何对快速头部运动产生机械响应，对于改进创伤性脑损伤（TBI）的预测阈值、防护装备和损伤预防策略非常重要。目前对整个大脑组织应变响应的理解主要来自体外测试[24, 25]，或者基于体外组织应变进行验证的有限元（FE）模型，尽管神经元组织在死后会迅速退化，从而改变组织的准静态[22, 29, 31]和振动[22, 30]机械响应。在这项研究中，我们在绵羊模型中通过快速头部旋转测量了三维多点大脑位移。在大脑内最多有13个位置记录到了高达2.47毫米的大脑组织位移，大脑位置对之间的相对运动产生了高达18%的大脑组织工程应变。

研究的第一个目标是改进现有的头部撞击装置[34]，使其能够在不发生头部撞击的情况下产生围绕固定旋转中心的快速头部旋转。在这种对活体绵羊大脑进行声学测距系统初始评估的情况下，避免直接的颅骨撞击是可取的，这样可以减少颅骨变形，使颅骨晶体形成一个近乎刚性的参考框架，并减少可能对超声信号质量产生负面影响的颅骨振动。对于80焦耳和170焦耳这两种撞击能量，头部运动学的CORA评分显示了良好的角加速度重复性，以及优秀的角速度和位移重复性，这表明使用该模型来评估声学测距系统的重复性是合理的。

每个大脑和颅骨晶体对之间的距离与时间数据表现出良好的重复性（CORA评分为0.81），大脑晶体的位移与时间的数据也表现出极佳的重复性（CORA评分为0.99）。测试前后大脑晶体位置的变化（0.024±0.021毫米）比快速头部旋转过程中大脑晶体的峰峰值位移（1.45±0.49毫米）小两个数量级。高重复性和小的位置变化表明，声学测距晶体有效地嵌入了大脑组织中，没有相对于组织发生可检测到的移动，从而确保所测量的位移和应变实际上对应于大脑组织，而不是晶体组织之间的相对运动。这些数据还表明，在每次测试系列中，大脑没有经历宏观尺度的结构损伤或永久性变形。

用于推导大脑晶体随时间位移的EKF算法需要给定大脑晶体与至少四个颅骨晶体之间的距离与时间数据（即一个刚性颅骨参考框架）。在快速旋转过程中，颅骨晶体之间的平均峰值变化为0.085±0.043毫米，比颅骨到大脑晶体的距离变化小一个数量级，表明在参考框架内晶体的相对运动量很小。将模拟的声学测距数据与有无这种参考框架变形的情况进行比较，峰值和峰峰值位移的变化均小于5%，峰值应变的变化小于12%（见补充材料3）。尽管如此，这些位移和应变的不确定性水平对于本次测试被认为是可以接受的，尽管未来的工作可以考虑增加颅骨晶体参考框架的刚性。

大脑最初沿负矢状方向旋转（相对于基于颅骨的ACS），这是由于其惯性导致对颅骨正矢状加速度的响应延迟（见补充材料4.1, 4.2）。大脑的矢状旋转中心似乎与大脑质心（CoM）大致对齐，尽管从定性上讲，位移的大小并不取决于相对于CoM的位置。大脑旋转在初始头部加速度后5-10毫秒达到一个峰值并改变方向，这与头部的峰值矢状旋转速度大致同时发生。随后，衰减的谐波矢状大脑旋转持续了大约100毫秒，此时头部达到相对恒定的速度（见图3）。随着大脑振荡超出第一个半周期，大脑运动变得不那么均匀，并且开始出现大脑晶体之间的不同步运动（见补充材料4.1, 4.2）。

在所有测试和所有大脑晶体中，最大的大脑位移发生在头部的峰值角速度之后6.55±8.63毫秒，通常出现在大脑振荡的第一个或更常见的第二个周期内。颅骨的矢状角速度的振荡频率和相位与大脑位移相似（见图3A–D），这可能是由于鼻部的变形以及头部相对于平面约束和咬合板的运动。头部矢状速度的变化可能导致大脑位移峰值的时间存在区域差异。在人类尸体头部的撞击测试中也观察到了类似的区域差异；区域性的最大大脑位移既发生在头部的峰值角速度之前，也发生在之后的第一个或第二个大脑振荡周期内[25]。

大脑沿每个解剖轴的振荡频率在动物和撞击能量水平之间是相似的（见补充材料5），这表明对于这三只动物来说，大脑的阻尼自然频率主要由颅骨和大脑的几何形状以及组织材料的特性决定。在具有[25]和不具有[33]头部撞击的人体尸体快速头部旋转模型中，大脑位移表现出与此处报告的类似振荡行为。在冠状平面的无撞击头部旋转后，人体尸体大脑的振荡频率为12-20赫兹[33]，这与通过磁共振成像（MRI）和欠阻尼刚体模型估计的人类大脑的共振频率（约15赫兹[43]）相当，大约是本研究观察到的绵羊大脑振荡频率（37.34±3.70赫兹）的三分之一到一半。这进一步表明，大脑位移振荡的频率可能是由头部本身的特性决定的，而不是由加速度脉冲决定的。针对人类和非人类灵长类物种的有限元（FE）推导出的应变表明，与传统的质量缩放方法[44]相比，大脑的自然频率可能允许更准确地缩放损伤阈值；此处估计的绵羊大脑的阻尼自然频率可能有助于开发这种（以及类似）绵羊模型的跨物种损伤阈值缩放方法。

大脑组织在整个大脑中表现出正（拉伸）和负（压缩）工程应变波，其频率与组织位移相似。尽管由于晶体位置的不同，很难概括不同动物之间大脑工程应变响应的趋势，但似乎最大应变发生在同一半球的晶体对之间，以及一个晶体位于质心（CoM）的背侧，另一个位于腹侧（见补充材料3）。随着大脑沿矢状方向旋转，背侧区域向头部方向移动，而腹侧区域向尾部方向移动，导致跨区域的相对位移增加，因此工程应变也增加。这种大脑位移模式也在由枕部撞击引起的人类尸体头部的矢状旋转中观察到[24]。

晶体间的工程应变幅度在整个大脑中差异很大，最大峰值应变比同一测试中的平均峰值应变高出一个数量级。这一观察结果与人类尸体测试[25]、人类[45]和动物大脑的物理模型[15, 46]以及人类[14, 16, 18]和动物[15, 43, 47]的FE模型的结果一致，这些模型表明大脑对旋转头部运动的应变响应是区域依赖的。通常，初始分离较小的晶体对之间的峰值工程应变较大，且这些晶体对的上下或前后分离大于它们的侧向分离。当排除初始分离较大的晶体之间的应变时，给定测试的平均峰值工程应变会增加（见补充材料6）。这表明，计算所有大脑晶体对的平均峰值工程应变（初始分离范围从4.4毫米到42.8毫米）可能会低估整个大脑的平均峰值组织应变。

通过计算[15, 17, 47]、体外[48]和体外[49]建模，已经提出了各种神经组织应变损伤阈值。体外测量的21%应变可靠地预测了豚鼠视神经的轴索损伤[48]，而FE推导出的6%的轴索纤维定向应变则预测了经历快速头部旋转的猪的脑轴索损伤[15]。在本研究中，最大峰值工程应变高达18%，平均峰值工程应变为1.9-3.7%。这表明快速头部旋转可能在某些大脑区域产生了超出建议的应变损伤阈值的组织应变；然而，由于这里呈现的应变并不代表局部或特定区域的组织应变，将这些晶体间的工程应变与现有的组织应变损伤阈值进行比较需要谨慎。

在所有动物中，平均峰值位移和应变似乎与施加的旋转能量无关。然而，在S3组中，该组经历了80焦耳和170焦耳能量撞击下的快速旋转，170焦耳撞击能量测试的平均和最大位移及应变都更高。在所有动物的较低能量撞击旋转中，S2组的大脑应变和位移都大于其他动物，并且这些应变超出了S3组中较高能量撞击旋转引起的应变。这种大脑组织变形的差异可能是由于大脑晶体的具体位置或头部角运动学的微小差异所致。此外，尽管体重相似，但S2组的大脑质量分别比S1组和S3组大27%和39%，这可能影响了变形响应。

有限元（FE）模型用于人类和动物头部损伤的研究是推进TBI理解的宝贵工具。人类头部的FE模型可以通过从视频[50]或可穿戴传感器[51]捕获的头部加速度事件来估计大脑组织应变，从而在现场诊断TBI，有助于诊断颅内血管损伤[52]，并预测由运动、跌倒和车辆碰撞引起的头部撞击所导致的神经退行性病变的位置[53]。动物大脑损伤的FE模型已被用于将轴索病变的位置与轴索纤维方向的应变联系起来[15, 47]，改进跨物种的损伤缩放[44]，并提供证据表明反复轻微撞击后组织软化会增加损伤的脆弱性[54]。由于组织变形是大脑损伤FE模型的主要输出，因此根据相关加载条件下的实验测量结果对模型进行验证至关重要[11, 55]。目前的人类和动物大脑变形数据集主要对应于体外组织[25, 28, 56]，尽管有证据表明快速大脑组织退化会影响材料特性[29,30,31,32]。这里呈现的数据可以用于验证绵羊的FE模型，并可能通过FE模型变形[44]帮助改进人类FE模型的验证。绵羊大脑是回旋状的，与其他常见建模的动物相比相对较大，且在结构上与人类大脑相似[57]；因此，绵羊FE模型的结果是可以转化的，绵羊大脑是转化为人类几何形状的合适候选者。

本研究有几个局限性。首先，大脑内的晶体导线可能会改变组织的机械响应，尽管这些导线很细（约0.25毫米）且具有柔韧性，并且有意引入了松弛以防止由于导线张力对晶体产生任何负荷。颅骨晶体与大脑实质接触，可能会改变大脑对快速头部旋转的局部或整体位移响应。大脑晶体至少植入在距离任何颅骨晶体10.6毫米的位置，以最小化颅骨晶体干扰对局部大脑位移的测量影响。

植入声学测距晶体所导致的大脑组织损伤程度及其对整个大脑变形响应的潜在影响尚不清楚。然而，手术插管的直径被尽量减小，并在插入导管时放置了一个导针以防止组织“钻孔”，并减少血管破坏和实质空气包含的风险。固定后的离体大脑（移除晶体后）的MRI显示，宏观组织损伤集中在晶体插入路径上（图5）。受损组织路径的直径约为4.5毫米，比插入导管大1毫米，这可能是由于在人道安乐死后立即移除带倒钩的脑晶体时路径被扩宽所致。图5的替代文本可能是使用人工智能生成的。全尺寸图像示例显示了福尔马林固定大脑中最严重损伤路径的T1加权MRI图像。冠状（A）和矢状（B）切面图显示了S1区域，调整方向以完整展示晶体/导管路径。红色箭头指示导管插入轨迹。受损组织因血液含量增加而显得更亮。

晶体插入需要硬脑膜切开，随后会导致脑脊液（CSF）流失。在某些但不是所有装有晶体的颅骨部位，观察到大脑和颅骨之间有小气泡（补充材料7）。受气泡影响的颅骨晶体无法生成可用的声学测量数据，因此未被用于脑晶体的三维定位。晶体插入后，S1、S2和S3区域的空气体积分别为0.37毫升、0.50毫升和0.47毫升。测试结束时，S1区域的空气体积增加到6.6毫升，占颅腔体积的5.2%。对于S2和S3，密封电缆导管的程序得到了改进，测试结束时其空气体积分别为0.062毫升和0.68毫升（<颅腔体积的0.5%）。为了评估颅内空气体积对脑组织位移响应的潜在影响，在排除s1数据的情况下重新计算了平均脑位移频率；平均位移频率仅降低了0.02赫兹（占平均值的0.054%），表明s1区域增加的颅内空气体积对脑组织位移响应没有显著影响。未来的研究可能会受益于改进的颅骨密封方法和脑脊液替换技术。

导管插入和晶体移除造成的组织损伤阻碍了组织病理学的评估。目前尚不清楚这种模型中快速头部旋转是否以及会在多大程度上引起病理变化。尽管已经提出了多种方法来跨物种调整脑损伤的运动学阈值[17, 43, 58, 59, 60, 61]，但这些方法尚未在多个物种中进行实验验证[59]，因此基于另一物种建立的运动学阈值来预测某一物种的损伤情况是有限的。此外，即使在同一物种的不同模型中，运动学测量方法和头部加载方式的不同也限制了头部运动学与相关损伤病理学之间的比较。因此，为了确定这些头部旋转引起的脑组织损伤的程度和类型，未来的研究可以进行不植入脑晶体的等效头部旋转，并使用成像和组织病理学技术来评估损伤情况。

本研究属于探索性研究，仅有三只动物接受了略有不同的实验方案，因此未进行统计分析。脑晶体数量和位置的不同限制了不同动物之间脑位移或特定位置应变情况的直接比较。脑晶体的位置是根据之前获得的通用绵羊头部ct图像规划的，旨在实现晶体在整个大脑中的均匀分布，同时尽量减少灾难性脑组织损伤的风险。这种对整个大脑的广泛覆盖使得脑组织应变的计算仅限于晶体对之间的工程应变，没有区分轴向应变或剪切应变成分。由于脑变形被量化为晶体对之间的工程应变，并且测试主要局限于矢状面头部旋转，因此研究未能直接解析剪切应变成分或探讨3d脑变形的方向依赖性。此外，所得到的平均峰值工程应变可能低估了大脑监测区域内的实际组织应变。因此，对于样本2的单一测试，生成了一个由3d四面体元素组成的网格，节点对应于脑晶体，并导出了green-lagrange应变张量（包括正应变和剪切应变）（补充材料8）。节点之间的3d主应变数据与相应的工程应变相当（补充图8.3）。green-lagrange应变方法本身也存在局限性，因为峰值应变结果取决于元素质量；与工程应变计算方法一样，由于脑晶体的位置并非针对特定的大脑区域/结构，因此无法确定特定局部组织区域的应变。未来的研究可以通过在选定区域增加晶体密度来构建更高质量的元素，从而更详细地分析这些大脑区域的3d应变（包括主应变和剪切应变），类似于在离体人类头部撞击模型中进行的应变张量计算[25, 55]。针对个体动物的mri和立体定向引导下的晶体插入可以帮助规划和控制晶体的放置。未来的研究还可以改变头部旋转的方向，以探讨3d脑变形的方向依赖性。

总之，本研究开发了在体内绵羊快速头部旋转模型中使用声学测量技术来测量3d脑变形的方案。这些数据可以用来验证绵羊脑损伤的有限元（fe）模型，并通过几何变形技术进一步验证其他动物和人类的fe模型，这些模型目前依赖离体或低频率的体内实验数据集进行验证。这里介绍的方法可以在未来的研究中应用，通过增加动物数量和测试次数，来研究头部运动学、脑变形和脑病理学之间的关系。 导管插入和晶体移除造成的组织损伤阻碍了组织病理学的评估。目前尚不清楚这种模型中快速头部旋转是否以及会在多大程度上引起病理变化。尽管已经提出了多种方法来跨物种调整脑损伤的运动学阈值[17, 43, 58, 59, 60, 61]，但这些方法尚未在多个物种中进行实验验证[59]，因此基于另一物种建立的运动学阈值来预测某一物种的损伤情况是有限的。此外，即使在同一物种的不同模型中，运动学测量方法和头部加载方式的不同也限制了头部运动学与相关损伤病理学之间的比较。因此，为了确定这些头部旋转引起的脑组织损伤的程度和类型，未来的研究可以进行不植入脑晶体的等效头部旋转，并使用成像和组织病理学技术来评估损伤情况。 本研究属于探索性研究，仅有三只动物接受了略有不同的实验方案，因此未进行统计分析。脑晶体数量和位置的不同限制了不同动物之间脑位移或特定位置应变情况的直接比较。脑晶体的位置是根据之前获得的通用绵羊头部ct图像规划的，旨在实现晶体在整个大脑中的均匀分布，同时尽量减少灾难性脑组织损伤的风险。这种对整个大脑的广泛覆盖使得脑组织应变的计算仅限于晶体对之间的工程应变，没有区分轴向应变或剪切应变成分。由于脑变形被量化为晶体对之间的工程应变，并且测试主要局限于矢状面头部旋转，因此研究未能直接解析剪切应变成分或探讨3d脑变形的方向依赖性。此外，所得到的平均峰值工程应变可能低估了大脑监测区域内的实际组织应变。因此，对于样本2的单一测试，生成了一个由3d四面体元素组成的网格，节点对应于脑晶体，并导出了green-lagrange应变张量（包括正应变和剪切应变）（补充材料8）。节点之间的3d主应变数据与相应的工程应变相当（补充图8.3）。green-lagrange应变方法本身也存在局限性，因为峰值应变结果取决于元素质量；与工程应变计算方法一样，由于脑晶体的位置并非针对特定的大脑区域 结构，因此无法确定特定局部组织区域的应变。未来的研究可以通过在选定区域增加晶体密度来构建更高质量的元素，从而更详细地分析这些大脑区域的3d应变（包括主应变和剪切应变），类似于在离体人类头部撞击模型中进行的应变张量计算[25, 55]。针对个体动物的mri和立体定向引导下的晶体插入可以帮助规划和控制晶体的放置。未来的研究还可以改变头部旋转的方向，以探讨3d脑变形的方向依赖性。>
导管插入和晶体移除造成的组织损伤阻碍了组织病理学的评估。目前尚不清楚这种模型中快速头部旋转是否以及会在多大程度上引起病理变化。尽管已经提出了多种方法来跨物种调整脑损伤的运动学阈值[17, 43, 58, 59, 60, 61]，但这些方法尚未在多个物种中进行实验验证[59]，因此基于另一物种建立的运动学阈值来预测某一物种的损伤情况是有限的。此外，即使在同一物种的不同模型中，运动学测量方法和头部加载方式的不同也限制了头部运动学与相关损伤病理学之间的比较。因此，为了确定这些头部旋转引起的脑组织损伤的程度和类型，未来的研究可以进行不植入脑晶体的等效头部旋转，并使用成像和组织病理学技术来评估损伤情况。

本研究属于探索性研究，仅有三只动物接受了略有不同的实验方案，因此未进行统计分析。脑晶体数量和位置的不同限制了不同动物之间脑位移或特定位置应变情况的直接比较。脑晶体的位置是根据之前获得的通用绵羊头部ct图像规划的，旨在实现晶体在整个大脑中的均匀分布，同时尽量减少灾难性脑组织损伤的风险。这种对整个大脑的广泛覆盖使得脑组织应变的计算仅限于晶体对之间的工程应变，没有区分轴向应变或剪切应变成分。由于脑变形被量化为晶体对之间的工程应变，并且测试主要局限于矢状面头部旋转，因此研究未能直接解析剪切应变成分或探讨3d脑变形的方向依赖性。此外，所得到的平均峰值工程应变可能低估了大脑监测区域内的实际组织应变。因此，对于样本2的单一测试，生成了一个由3d四面体元素组成的网格，节点对应于脑晶体，并导出了green-lagrange应变张量（包括正应变和剪切应变）（补充材料8）。节点之间的3d主应变数据与相应的工程应变相当（补充图8.3）。green-lagrange应变方法本身也存在局限性，因为峰值应变结果取决于元素质量；与工程应变计算方法一样，由于脑晶体的位置并非针对特定的大脑区域/结构，因此无法确定特定局部组织区域的应变。未来的研究可以通过在选定区域增加晶体密度来构建更高质量的元素，从而更详细地分析这些大脑区域的3d应变（包括主应变和剪切应变），类似于在离体人类头部撞击模型中进行的应变张量计算[25, 55]。针对个体动物的mri和立体定向引导下的晶体插入可以帮助规划和控制晶体的放置。未来的研究还可以改变头部旋转的方向，以探讨3d脑变形的方向依赖性。

总之，本研究开发了在体内绵羊快速头部旋转模型中使用声学测量技术来测量3d脑变形的方案。这些数据可以用来验证绵羊脑损伤的有限元（fe）模型，并通过几何变形技术进一步验证其他动物和人类的fe模型，这些模型目前依赖离体或低频率的体内实验数据集进行验证。这里介绍的方法可以在未来的研究中应用，通过增加动物数量和测试次数，来研究头部运动学、脑变形和脑病理学之间的关系。>