李 凡，葉銘杰，黃 巍，聶 進(jìn)，譚明鋼

（湖南大學(xué)，汽車(chē)車(chē)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）

前言

在交通事故中，行人作為弱勢(shì)參與者，具有相對(duì)較高的傷亡率?！?018年全球道路安全狀況報(bào)告》的統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)表明，行人死亡數(shù)占交通事故死亡總數(shù)的23%。而在我國(guó)，這個(gè)占比更是高達(dá)45%。僅2018年全球就有超過(guò)1.6萬(wàn)行人在交通事故中喪生。在包含弱勢(shì)參與者的車(chē)輛事故中，行人的損傷包括頭部、腿部和胸部等，其中最重要的是頭部損傷，因?yàn)樗鼤?huì)導(dǎo)致死亡。同時(shí)，頭部損傷的機(jī)理仍存在爭(zhēng)議，在真實(shí)事故中頸部肌肉主動(dòng)力（指肌肉受神經(jīng)系統(tǒng)控制主動(dòng)收縮產(chǎn)生的力）的作用對(duì)行人頭部動(dòng)力學(xué)響應(yīng)和損傷具有不可忽視的影響，但鮮有研究對(duì)此進(jìn)行探討。因此，須更深入地探索頸部肌肉的影響，才能分析頭部損傷響應(yīng)和損傷機(jī)理，使模型更能反映真實(shí)人體。

損傷生物力學(xué)研究中，無(wú)論是機(jī)械假人還是尸體都難以體現(xiàn)出肌肉主動(dòng)力的作用，而且肌肉主動(dòng)力也無(wú)法在真實(shí)的事故中通過(guò)測(cè)量獲取。志愿者實(shí)驗(yàn)雖可定量測(cè)量肌肉肌電響應(yīng)，但考慮到倫理和實(shí)驗(yàn)安全問(wèn)題，不能進(jìn)行有損傷的實(shí)驗(yàn)，從而無(wú)法討論中高速碰撞情況。因此，數(shù)值模擬手段成為探討肌肉主動(dòng)力最為理想的解決方案。1993年，Kleinberger等為探索正面碰撞中乘員頭頸保護(hù)而提出的模型，是全球有記錄的首個(gè)頭頸部有限元模型。由于受當(dāng)時(shí)計(jì)算機(jī)技術(shù)的限制，該模型頭頸部結(jié)構(gòu)進(jìn)行了諸多簡(jiǎn)化，如寰枕關(guān)節(jié)用鉸鏈代替等。隨后Yang等利用X射線技術(shù)在人體結(jié)構(gòu)的基礎(chǔ)上建造了3D頭頸部模型，用于約束系統(tǒng)的仿真研究。這一階段的模型僅包含骨骼而缺少軟組織，無(wú)法研究肌肉等組織的作用。隨著計(jì)算技術(shù)的發(fā)展，包括肌肉、小腦和韌帶在內(nèi)的人體結(jié)構(gòu)已可通過(guò)計(jì)算機(jī)進(jìn)行模擬，以探討頸部肌肉在頭部和頸部撞擊時(shí)的動(dòng)態(tài)響應(yīng)，并在乘員安全領(lǐng)域得以廣泛應(yīng)用。Wittek和Vanderhorst利用Hill構(gòu)建了具有頸肌主動(dòng)力的頭頸部模型，并在不同載荷下對(duì)模型進(jìn)行了驗(yàn)證。該模型能較好地體現(xiàn)肌肉的主動(dòng)特性，但因缺少肌肉實(shí)體的建模，肌肉被動(dòng)特性表征略顯不足。Frechede等在有限元模型中加入了肌肉實(shí)體單元，用來(lái)探索頸椎曲度和受傷風(fēng)險(xiǎn)之間的關(guān)系。2008年，Hedenstierna等在充分考慮肌肉主被動(dòng)特性的模擬需求后，建立了生物逼真度更高的模型，增添了肌肉結(jié)構(gòu)，隨后模型的研究趨勢(shì)便是主被動(dòng)耦合和高精度建模。近年來(lái)，隨著我國(guó)車(chē)輛安全技術(shù)的飛速發(fā)展，國(guó)內(nèi)學(xué)者也開(kāi)始關(guān)注頸肌的主動(dòng)力對(duì)頭頸部損傷的影響。李凡等創(chuàng)建了擁有肌肉主被動(dòng)特征且生物逼真度較高的頸部模型，探討了車(chē)輛撞擊行人時(shí)頸肌主被動(dòng)特征對(duì)頭部和頸部損傷的影響，發(fā)現(xiàn)激活了頸肌，頭部在發(fā)生后碰撞之后，角位移減小。但是，迄今國(guó)內(nèi)外關(guān)于頸部肌肉的研究還只集中在乘員保護(hù)上，而關(guān)于行人頸部肌肉對(duì)頭部損傷的影響卻鮮有涉及。

本文旨在研究車(chē)輛撞擊行人時(shí)，頸肌主動(dòng)力對(duì)其頭部損傷的影響。建立并驗(yàn)證可模擬頸肌主動(dòng)力特征的模型，討論不同碰撞速度和行人步態(tài)條件下肌肉主動(dòng)力對(duì)頭部損傷的影響。

1 方法與材料

以湖南大學(xué)頭頸模型為基礎(chǔ)，創(chuàng)建具有詳細(xì)頸部肌肉和脊髓結(jié)構(gòu)的頭頸有限元模型，以替換LSTC行人模型頭頸部分獲得了混合行人模型，并運(yùn)用文獻(xiàn)中數(shù)據(jù)對(duì)其進(jìn)行驗(yàn)證。把行人步態(tài)和撞擊速度作為變量，運(yùn)用該模型研究其對(duì)行人頭部損傷的影響。

1.1 行人有限元模型的建立與驗(yàn)證

1.1.1 頭頸部有限元模型

頭頸部分的模型源于湖南大學(xué)第三代人體頭頸模型（human head-neck model III，HHNMIII）。2007年Yang等建立和驗(yàn)證了第一代頭頸部模型，該模型的頭部主要包括顱骨、大腦、小腦和腦干。頸部則包括頸椎和椎間盤(pán)結(jié)構(gòu)，分別用線彈性材料和非剛體的實(shí)體單元來(lái)定義，而胸部結(jié)構(gòu)則設(shè)置為剛體。2014年李凡等升級(jí)了該模型，建立新一代人體頭頸模型，加入了能模擬肌肉主被動(dòng)特性的頸肌。模型擁有頸部的主要肌肉，每塊肌肉通過(guò)六面體實(shí)體單元和梁?jiǎn)卧M其被動(dòng)響應(yīng)和主動(dòng)收縮，而其余的頸部肌肉僅用梁?jiǎn)卧M。肌肉主動(dòng)響應(yīng)計(jì)算是基于20世紀(jì)40年代末青蛙縫匠肌的生物學(xué)實(shí)驗(yàn)提到的Hill本構(gòu)模型。其中肌肉的材料參數(shù)是根據(jù)Myers等對(duì)兔子的腿部肌肉進(jìn)行的拉伸實(shí)驗(yàn)確定的。然后運(yùn)用Kriging法把肌肉與頭頸連接。2018年，魯榮貴在上述模型基礎(chǔ)上，加入脊髓有限元模型，建立了第三代人體頭頸部模型。脊髓部分使用志愿者的核磁共振成像，通過(guò)逆向重建建立了頸脊髓的幾何模型，并與生物學(xué)實(shí)驗(yàn)進(jìn)行對(duì)比驗(yàn)證。該模型包括5個(gè)部分：軟脊膜（殼單元）、硬脊膜（殼單元）、腦髓液（實(shí)體單元）、灰質(zhì)（實(shí)體單元）和白質(zhì)（實(shí)體單元）。其中，軟脊膜、硬脊膜、白質(zhì)和灰質(zhì)定義為彈塑性，腦髓液定義為黏彈性。湖南大學(xué)的HHNM III模型如圖1所示。通過(guò)幾次迭代更新，目前已擁有較好的生物逼真度，模型能較好地模擬肌肉主被動(dòng)特性和包括脊髓在內(nèi)的各種軟組織損傷。

圖1 湖南大學(xué)HHNM III模型

1.1.2 行人混合假人模型的建立與驗(yàn)證

為更好地模擬車(chē)-行人碰撞，并深入探討頭部損傷，采用全尺寸行人假人模型并用HHNM III替換其頭頸部分。行人假人模型源于商業(yè)軟件LS-DYNA經(jīng)過(guò)驗(yàn)證的LSTC站立姿態(tài)50百分位男性假人行人模型。假人頭部被簡(jiǎn)化為殼單元，頸椎部分采用剛體模擬，椎骨之間用球鉸鏈連接，生物逼真度無(wú)法滿足本文研究需求，故采用HHNM III替換其頭部和頸部部分。將LSTC行人假人的剛性胸骨與HHNM III模型的部分剛性胸骨固定在一起（HHNM III模型的剛性胸骨僅用來(lái)定位），如圖2所示。

圖2 行人混合假人模型的建立

Kerrigan等在2007年進(jìn)行的多組尸體碰撞實(shí)驗(yàn)結(jié)果被用來(lái)驗(yàn)證本文建立的行人混合假人模型。在Kerrigan的實(shí)驗(yàn)中，根據(jù)身高將尸體樣本分為3組：S組、M組和T組，本文根據(jù)行人混合假人模型的大小，選取S組（包括3個(gè)尸體樣本）作為對(duì)照組，用來(lái)驗(yàn)證仿真模型。在實(shí)驗(yàn)過(guò)程中，尸體由一個(gè)支撐裝置吊起，當(dāng)車(chē)輛接觸其腿部時(shí)，支撐裝置就會(huì)放開(kāi)。然后記錄尸體頭部質(zhì)心、T1胸椎和骨盆運(yùn)動(dòng)軌跡。此外，尸體本身沒(méi)有肌肉收縮，因此在驗(yàn)證中，行人混合假人模型的頸部肌肉被設(shè)置為不激活狀態(tài)。

1.2 包含頸部肌肉主動(dòng)力的行人碰撞仿真研究

根據(jù)交通事故統(tǒng)計(jì)，行人交通意外瞬間，90%車(chē)輛撞擊速度小于50 km/h，因此本文選取了20、30、40 km/h作為變量因子。同時(shí)選取50 km/h作對(duì)照組。另一個(gè)影響行人碰撞反應(yīng)的重要參數(shù)是行人步態(tài)。根據(jù)Peng等的研究結(jié)果，在比較碰撞側(cè)腿后擺（struck leg backward，SLB）和 碰 撞 側(cè) 腿 前 邁（struck leg forward，SLF）這兩種不同步態(tài)的情況時(shí)，結(jié)果出現(xiàn)較大的差異，因此本文主要研究這兩種特定步態(tài)，如圖3所示。行人在碰撞過(guò)程中頸部各肌肉的響應(yīng)時(shí)間和響應(yīng)程度各有不同，因此，參考Alvarez等的研究，在仿真中分別設(shè)置了行人頸部肌肉的激活曲線。圖4和表1列出各肌肉不同時(shí)刻的激活曲線。表2列出仿真實(shí)驗(yàn)分組及其代號(hào)。

圖3 碰撞時(shí)行人的兩種典型步態(tài)

圖4 行人頸部肌肉激活曲線

表1 激活曲線對(duì)應(yīng)的肌肉

表2 仿真分組及代號(hào)

在道路交通事故中，參與者的顱腦損傷與頭部的線性加速度和旋轉(zhuǎn)加速度有關(guān)。HIC值就是根據(jù)其線性加速度曲線得到的。頭部旋轉(zhuǎn)加速度也是顱腦損傷的重要因素，如硬膜下血腫等損傷與其有一定關(guān)系。通常，影響顱腦損傷主要是旋轉(zhuǎn)及線性加速度。因此，本文中選擇了頭部質(zhì)心的線性和旋轉(zhuǎn)加速度作為損傷預(yù)測(cè)分析的主要依據(jù)。

2 結(jié)果

2.1 模型驗(yàn)證結(jié)果

行人混合假人模型在不同時(shí)刻的動(dòng)力學(xué)響應(yīng)與尸體實(shí)驗(yàn)結(jié)果具有較好的一致性，特別是頭頸部響應(yīng)明顯優(yōu)于LSTC原始假人模型，如圖5所示。其頭部質(zhì)心、T1胸椎和骨盆的運(yùn)動(dòng)軌跡與尸體的實(shí)驗(yàn)曲線基本保持一致，如圖6所示。而行人下肢由于仍保留機(jī)械假人結(jié)構(gòu)，與尸體實(shí)驗(yàn)相比具有一定的差異。

圖5 尸體行人與行人模型運(yùn)動(dòng)狀態(tài)比較

圖6 尸體與行人模型運(yùn)動(dòng)軌跡比較

2.2 行人頭部動(dòng)力學(xué)響應(yīng)

在SLB步態(tài)中，碰撞時(shí)的質(zhì)心線性加速度峰值和HIC及質(zhì)心旋轉(zhuǎn)加速度峰值如圖7所示。在SLF步態(tài)中，數(shù)據(jù)如圖8所示。圖9為兩種不同步態(tài)之間的比較。

圖7 SLB步態(tài)下行人頭部運(yùn)動(dòng)參數(shù)

圖8 SLF步態(tài)下行人頭部運(yùn)動(dòng)參數(shù)

圖9 有主動(dòng)力時(shí)兩種步態(tài)下行人頭部運(yùn)動(dòng)參數(shù)對(duì)比

仿真結(jié)果表明，在SLB步態(tài)中，當(dāng)碰撞速度較低時(shí)，有主動(dòng)力模型頭部質(zhì)心線性加速度峰值略高于無(wú)主動(dòng)力模型。而碰撞速度較高時(shí)，有主動(dòng)力模型的加速度峰值略低于無(wú)主動(dòng)力模型。從HIC數(shù)值來(lái)看，撞擊速度較低（20 km/h）時(shí)，有主動(dòng)力模型HIC略高于無(wú)主動(dòng)力模型，在中等的撞擊速度（30、40 km/h）時(shí)，兩種模型的HIC數(shù)值基本相同。較高的撞擊速度（50 km/h）時(shí)，有主動(dòng)力模型的HIC值比無(wú)主動(dòng)力模型略低。

總體而言，肌肉激活對(duì)頭部線性加速度影響小。然而，較大差異主要存在于旋轉(zhuǎn)加速度。在碰撞速度為20、30和40 km/h時(shí)，有主動(dòng)力模型頭部旋轉(zhuǎn)加速度峰值分別比無(wú)主動(dòng)力模型高54.1%、13.1%和5.9%，較高的撞擊速度（50 km/h）時(shí)，無(wú)主動(dòng)力模型峰值比有主動(dòng)力模型高4.3%。

在SLF步態(tài)中，無(wú)論是線性加速度還是旋轉(zhuǎn)加速度，頭部碰撞時(shí)的峰值都沒(méi)有明顯的規(guī)律。兩種模型的峰值加速度非常接近，頸部肌肉的主動(dòng)力對(duì)SLF步態(tài)中行人頭部運(yùn)動(dòng)的影響很小。比較激活狀態(tài)下兩種步態(tài)，在20、30、40 km/h時(shí)，SLB步態(tài)的頭部質(zhì)心線性加速度分別比SLF步態(tài)高40.0%、14.8%和12.9%。同樣，在相同車(chē)輛撞擊速度下，SLB步態(tài)頭部旋轉(zhuǎn)加速度峰值遠(yuǎn)高于SLF步態(tài)。

2.3 行人頭部生物力學(xué)響應(yīng)

顱骨及軟組織碰撞應(yīng)力如圖10所示。仿真結(jié)果表明，在SLB步態(tài)時(shí)，本次實(shí)驗(yàn)的各種碰撞速度下，相對(duì)有主動(dòng)力模型的顱骨最大等效應(yīng)力分別比無(wú)主動(dòng)力模型高41%、32%、12%和3%。在SLF步態(tài)時(shí)，兩種模型的最大等效應(yīng)力沒(méi)有顯著差異，這與上述動(dòng)態(tài)響應(yīng)的結(jié)論一致。但在某些情況下，雖然加速度峰值和HIC值較低，但頭部軟組織受到的應(yīng)力較大，與頭部加速度或HIC值沒(méi)有一致的相關(guān)性，因此單看頭部加速度或HIC值不足以正確判斷軟組織損傷。比較SLB和SLF步態(tài)下的結(jié)果可以發(fā)現(xiàn)，SLB步態(tài)下的最大等效應(yīng)力普遍高于SLF步態(tài)。

圖10 頭部組織最大等效應(yīng)力

本文中以40 km/h速度下的一個(gè)實(shí)驗(yàn)分組為例分析顱骨、腦、小腦和腦干的應(yīng)力分布。如圖11所示，顱骨的壓力和剪切應(yīng)力是一個(gè)數(shù)量級(jí)，因此壓力和剪切應(yīng)力都有可能造成顱骨的損傷，而因腦軟組織的壓力遠(yuǎn)高于剪切應(yīng)力，故壓力可能是造成腦損傷的主要因素。

圖11 頭部結(jié)構(gòu)應(yīng)力云圖

3 結(jié)論

頸肌主動(dòng)力提高了碰撞時(shí)線性和旋轉(zhuǎn)加速度峰值，同時(shí)也提高了HIC。在損傷方面，頸肌的激活提高了損傷風(fēng)險(xiǎn)。肌肉激活對(duì)行人頭部響應(yīng)的影響在SLB步態(tài)和低速碰撞中最為明顯，而在SLF步態(tài)和中高速碰撞中不明顯。此外，SLB步態(tài)的行人頭部損傷風(fēng)險(xiǎn)高于SLF步態(tài)。當(dāng)撞擊速度提高時(shí)，兩種步態(tài)下?lián)p傷差異縮小。觀察仿真結(jié)果發(fā)現(xiàn)，顱骨損傷受壓應(yīng)力和剪應(yīng)力影響，而軟組織損傷源于壓應(yīng)力。

當(dāng)前國(guó)內(nèi)的行人碰撞法規(guī)沒(méi)有考慮肌肉主動(dòng)力和AEB的影響，且試驗(yàn)條件也較單一，無(wú)法深入研究復(fù)雜條件下行人碰撞事故中行人的損傷。因此，今后應(yīng)進(jìn)一步研究在行人碰撞事故中肌肉主動(dòng)力的影響和不同碰撞條件下的損傷；另外，本文采用的頸部肌肉激活曲線直接取自相關(guān)文獻(xiàn)中預(yù)先定義的曲線，并應(yīng)用于所有分組，而在真實(shí)碰撞中不同人體的頸部肌肉激活程度會(huì)體現(xiàn)個(gè)體差異性；且不同車(chē)型結(jié)構(gòu)也可能對(duì)肌肉主動(dòng)力作用狀態(tài)下行人的頭頸部動(dòng)力學(xué)產(chǎn)生影響，這在今后的研究中也應(yīng)做更深入的探討。