行人碰撞事故中頸部肌肉主動力對頭部損傷的影響*

李 凡，葉銘杰，黃 巍，聶 進，譚明鋼

（湖南大學，汽車車身先進設計制造國家重點實驗室，長沙 410082）

前言

在交通事故中，行人作為弱勢參與者，具有相對較高的傷亡率。《2018年全球道路安全狀況報告》的統計數據表明，行人死亡數占交通事故死亡總數的23%。而在我國，這個占比更是高達45%。僅2018年全球就有超過1.6萬行人在交通事故中喪生。在包含弱勢參與者的車輛事故中，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，因為它會導致死亡。同時，頭部損傷的機理仍存在爭議，在真實事故中頸部肌肉主動力（指肌肉受神經系統控制主動收縮產生的力）的作用對行人頭部動力學響應和損傷具有不可忽視的影響，但鮮有研究對此進行探討。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和損傷機理，使模型更能反映真實人體。

損傷生物力學研究中，無論是機械假人還是尸體都難以體現出肌肉主動力的作用，而且肌肉主動力也無法在真實的事故中通過測量獲取。志愿者實驗雖可定量測量肌肉肌電響應，但考慮到倫理和實驗安全問題，不能進行有損傷的實驗，從而無法討論中高速碰撞情況。因此，數值模擬手段成為探討肌肉主動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而提出的模型，是全球有記錄的首個頭頸部有限元模型。由于受當時計算機技術的限制，該模型頭頸部結構進行了諸多簡化，如寰枕關節(jié)用鉸鏈代替等。隨后Yang等利用X射線技術在人體結構的基礎上建造了3D頭頸部模型，用于約束系統的仿真研究。這一階段的模型僅包含骨骼而缺少軟組織，無法研究肌肉等組織的作用。隨著計算技術的發(fā)展，包括肌肉、小腦和韌帶在內的人體結構已可通過計算機進行模擬，以探討頸部肌肉在頭部和頸部撞擊時的動態(tài)響應，并在乘員安全領域得以廣泛應用。Wittek和Vanderhorst利用Hill構建了具有頸肌主動力的頭頸部模型，并在不同載荷下對模型進行了驗證。該模型能較好地體現肌肉的主動特性，但因缺少肌肉實體的建模，肌肉被動特性表征略顯不足。Frechede等在有限元模型中加入了肌肉實體單元，用來探索頸椎曲度和受傷風險之間的關系。2008年，Hedenstierna等在充分考慮肌肉主被動特性的模擬需求后，建立了生物逼真度更高的模型，增添了肌肉結構，隨后模型的研究趨勢便是主被動耦合和高精度建模。近年來，隨著我國車輛安全技術的飛速發(fā)展，國內學者也開始關注頸肌的主動力對頭頸部損傷的影響。李凡等創(chuàng)建了擁有肌肉主被動特征且生物逼真度較高的頸部模型，探討了車輛撞擊行人時頸肌主被動特征對頭部和頸部損傷的影響，發(fā)現激活了頸肌，頭部在發(fā)生后碰撞之后，角位移減小。但是，迄今國內外關于頸部肌肉的研究還只集中在乘員保護上，而關于行人頸部肌肉對頭部損傷的影響卻鮮有涉及。

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

1 方法與材料

以湖南大學頭頸模型為基礎，創(chuàng)建具有詳細頸部肌肉和脊髓結構的頭頸有限元模型，以替換LSTC行人模型頭頸部分獲得了混合行人模型，并運用文獻中數據對其進行驗證。把行人步態(tài)和撞擊速度作為變量，運用該模型研究其對行人頭部損傷的影響。

1.1 行人有限元模型的建立與驗證

1.1.1 頭頸部有限元模型

頭頸部分的模型源于湖南大學第三代人體頭頸模型（human head-neck model III，HHNMIII）。2007年Yang等建立和驗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結構，分別用線彈性材料和非剛體的實體單元來定義，而胸部結構則設置為剛體。2014年李凡等升級了該模型，建立新一代人體頭頸模型，加入了能模擬肌肉主被動特性的頸肌。模型擁有頸部的主要肌肉，每塊肌肉通過六面體實體單元和梁單元模擬其被動響應和主動收縮，而其余的頸部肌肉僅用梁單元模擬。肌肉主動響應計算是基于20世紀40年代末青蛙縫匠肌的生物學實驗提到的Hill本構模型。其中肌肉的材料參數是根據Myers等對兔子的腿部肌肉進行的拉伸實驗確定的。然后運用Kriging法把肌肉與頭頸連接。2018年，魯榮貴在上述模型基礎上，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，通過逆向重建建立了頸脊髓的幾何模型，并與生物學實驗進行對比驗證。該模型包括5個部分：軟脊膜（殼單元）、硬脊膜（殼單元）、腦髓液（實體單元）、灰質（實體單元）和白質（實體單元）。其中，軟脊膜、硬脊膜、白質和灰質定義為彈塑性，腦髓液定義為黏彈性。湖南大學的HHNM III模型如圖1所示。通過幾次迭代更新，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特性和包括脊髓在內的各種軟組織損傷。

圖1 湖南大學HHNM III模型

1.1.2 行人混合假人模型的建立與驗證

為更好地模擬車-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經過驗證的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年進行的多組尸體碰撞實驗結果被用來驗證本文建立的行人混合假人模型。在Kerrigan的實驗中，根據身高將尸體樣本分為3組：S組、M組和T組，本文根據行人混合假人模型的大小，選取S組（包括3個尸體樣本）作為對照組，用來驗證仿真模型。在實驗過程中，尸體由一個支撐裝置吊起，當車輛接觸其腿部時，支撐裝置就會放開。然后記錄尸體頭部質心、T1胸椎和骨盆運動軌跡。此外，尸體本身沒有肌肉收縮，因此在驗證中，行人混合假人模型的頸部肌肉被設置為不激活狀態(tài)。

1.2 包含頸部肌肉主動力的行人碰撞仿真研究

根據交通事故統計，行人交通意外瞬間，90%車輛撞擊速度小于50 km/h，因此本文選取了20、30、40 km/h作為變量因子。同時選取50 km/h作對照組。另一個影響行人碰撞反應的重要參數是行人步態(tài)。根據Peng等的研究結果，在比較碰撞側腿后擺（struck leg backward，SLB）和 碰 撞 側 腿 前 邁（struck leg forward，SLF）這兩種不同步態(tài)的情況時，結果出現較大的差異，因此本文主要研究這兩種特定步態(tài)，如圖3所示。行人在碰撞過程中頸部各肌肉的響應時間和響應程度各有不同，因此，參考Alvarez等的研究，在仿真中分別設置了行人頸部肌肉的激活曲線。圖4和表1列出各肌肉不同時刻的激活曲線。表2列出仿真實驗分組及其代號。

圖3 碰撞時行人的兩種典型步態(tài)

圖4 行人頸部肌肉激活曲線

表1 激活曲線對應的肌肉

表2 仿真分組及代號

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加速度有關。HIC值就是根據其線性加速度曲線得到的。頭部旋轉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系。通常，影響顱腦損傷主要是旋轉及線性加速度。因此，本文中選擇了頭部質心的線性和旋轉加速度作為損傷預測分析的主要依據。

2 結果

2.1 模型驗證結果

行人混合假人模型在不同時刻的動力學響應與尸體實驗結果具有較好的一致性，特別是頭頸部響應明顯優(yōu)于LSTC原始假人模型，如圖5所示。其頭部質心、T1胸椎和骨盆的運動軌跡與尸體的實驗曲線基本保持一致，如圖6所示。而行人下肢由于仍保留機械假人結構，與尸體實驗相比具有一定的差異。

圖5 尸體行人與行人模型運動狀態(tài)比較

圖6 尸體與行人模型運動軌跡比較

2.2 行人頭部動力學響應

在SLB步態(tài)中，碰撞時的質心線性加速度峰值和HIC及質心旋轉加速度峰值如圖7所示。在SLF步態(tài)中，數據如圖8所示。圖9為兩種不同步態(tài)之間的比較。

圖7 SLB步態(tài)下行人頭部運動參數

圖8 SLF步態(tài)下行人頭部運動參數

圖9 有主動力時兩種步態(tài)下行人頭部運動參數對比

仿真結果表明，在SLB步態(tài)中，當碰撞速度較低時，有主動力模型頭部質心線性加速度峰值略高于無主動力模型。而碰撞速度較高時，有主動力模型的加速度峰值略低于無主動力模型。從HIC數值來看，撞擊速度較低（20 km/h）時，有主動力模型HIC略高于無主動力模型，在中等的撞擊速度（30、40 km/h）時，兩種模型的HIC數值基本相同。較高的撞擊速度（50 km/h）時，有主動力模型的HIC值比無主動力模型略低。

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

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

2.3 行人頭部生物力學響應

顱骨及軟組織碰撞應力如圖10所示。仿真結果表明，在SLB步態(tài)時，本次實驗的各種碰撞速度下，相對有主動力模型的顱骨最大等效應力分別比無主動力模型高41%、32%、12%和3%。在SLF步態(tài)時，兩種模型的最大等效應力沒有顯著差異，這與上述動態(tài)響應的結論一致。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力較大，與頭部加速度或HIC值沒有一致的相關性，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)下的結果可以發(fā)現，SLB步態(tài)下的最大等效應力普遍高于SLF步態(tài)。

圖10 頭部組織最大等效應力

本文中以40 km/h速度下的一個實驗分組為例分析顱骨、腦、小腦和腦干的應力分布。如圖11所示，顱骨的壓力和剪切應力是一個數量級，因此壓力和剪切應力都有可能造成顱骨的損傷，而因腦軟組織的壓力遠高于剪切應力，故壓力可能是造成腦損傷的主要因素。

圖11 頭部結構應力云圖

3 結論

頸肌主動力提高了碰撞時線性和旋轉加速度峰值，同時也提高了HIC。在損傷方面，頸肌的激活提高了損傷風險。肌肉激活對行人頭部響應的影響在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)的行人頭部損傷風險高于SLF步態(tài)。當撞擊速度提高時，兩種步態(tài)下損傷差異縮小。觀察仿真結果發(fā)現，顱骨損傷受壓應力和剪應力影響，而軟組織損傷源于壓應力。

當前國內的行人碰撞法規(guī)沒有考慮肌肉主動力和AEB的影響，且試驗條件也較單一，無法深入研究復雜條件下行人碰撞事故中行人的損傷。因此，今后應進一步研究在行人碰撞事故中肌肉主動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文獻中預先定義的曲線，并應用于所有分組，而在真實碰撞中不同人體的頸部肌肉激活程度會體現個體差異性；且不同車型結構也可能對肌肉主動力作用狀態(tài)下行人的頭頸部動力學產生影響，這在今后的研究中也應做更深入的探討。