行人碰撞事故中颈部肌肉主动力对头部损伤的影响*

李 凡，叶铭杰，黄 巍，聂 进，谭明钢

（湖南大学，汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙 410082）

前言

在交通事故中，行人作为弱势参与者，具有相对较高的伤亡率。《2018年全球道路安全状况报告》的统计数据表明，行人死亡数占交通事故死亡总数的23%。而在我国，这个占比更是高达45%。仅2018年全球就有超过1.6万行人在交通事故中丧生。在包含弱势参与者的车辆事故中，行人的损伤包括头部、腿部和胸部等，其中最重要的是头部损伤，因为它会导致死亡。同时，头部损伤的机理仍存在争议，在真实事故中颈部肌肉主动力（指肌肉受神经系统控制主动收缩产生的力）的作用对行人头部动力学响应和损伤具有不可忽视的影响，但鲜有研究对此进行探讨。因此，须更深入地探索颈部肌肉的影响，才能分析头部损伤响应和损伤机理，使模型更能反映真实人体。

损伤生物力学研究中，无论是机械假人还是尸体都难以体现出肌肉主动力的作用，而且肌肉主动力也无法在真实的事故中通过测量获取。志愿者实验虽可定量测量肌肉肌电响应，但考虑到伦理和实验安全问题，不能进行有损伤的实验，从而无法讨论中高速碰撞情况。因此，数值模拟手段成为探讨肌肉主动力最为理想的解决方案。1993年，Kleinberger等为探索正面碰撞中乘员头颈保护而提出的模型，是全球有记录的首个头颈部有限元模型。由于受当时计算机技术的限制，该模型头颈部结构进行了诸多简化，如寰枕关节用铰链代替等。随后Yang等利用X射线技术在人体结构的基础上建造了3D头颈部模型，用于约束系统的仿真研究。这一阶段的模型仅包含骨骼而缺少软组织，无法研究肌肉等组织的作用。随着计算技术的发展，包括肌肉、小脑和韧带在内的人体结构已可通过计算机进行模拟，以探讨颈部肌肉在头部和颈部撞击时的动态响应，并在乘员安全领域得以广泛应用。Wittek和Vanderhorst利用Hill构建了具有颈肌主动力的头颈部模型，并在不同载荷下对模型进行了验证。该模型能较好地体现肌肉的主动特性，但因缺少肌肉实体的建模，肌肉被动特性表征略显不足。Frechede等在有限元模型中加入了肌肉实体单元，用来探索颈椎曲度和受伤风险之间的关系。2008年，Hedenstierna等在充分考虑肌肉主被动特性的模拟需求后，建立了生物逼真度更高的模型，增添了肌肉结构，随后模型的研究趋势便是主被动耦合和高精度建模。近年来，随着我国车辆安全技术的飞速发展，国内学者也开始关注颈肌的主动力对头颈部损伤的影响。李凡等创建了拥有肌肉主被动特征且生物逼真度较高的颈部模型，探讨了车辆撞击行人时颈肌主被动特征对头部和颈部损伤的影响，发现激活了颈肌，头部在发生后碰撞之后，角位移减小。但是，迄今国内外关于颈部肌肉的研究还只集中在乘员保护上，而关于行人颈部肌肉对头部损伤的影响却鲜有涉及。

本文旨在研究车辆撞击行人时，颈肌主动力对其头部损伤的影响。建立并验证可模拟颈肌主动力特征的模型，讨论不同碰撞速度和行人步态条件下肌肉主动力对头部损伤的影响。

1 方法与材料

以湖南大学头颈模型为基础，创建具有详细颈部肌肉和脊髓结构的头颈有限元模型，以替换LSTC行人模型头颈部分获得了混合行人模型，并运用文献中数据对其进行验证。把行人步态和撞击速度作为变量，运用该模型研究其对行人头部损伤的影响。

1.1 行人有限元模型的建立与验证

1.1.1 头颈部有限元模型

头颈部分的模型源于湖南大学第三代人体头颈模型（human head-neck model III，HHNMIII）。2007年Yang等建立和验证了第一代头颈部模型，该模型的头部主要包括颅骨、大脑、小脑和脑干。颈部则包括颈椎和椎间盘结构，分别用线弹性材料和非刚体的实体单元来定义，而胸部结构则设置为刚体。2014年李凡等升级了该模型，建立新一代人体头颈模型，加入了能模拟肌肉主被动特性的颈肌。模型拥有颈部的主要肌肉，每块肌肉通过六面体实体单元和梁单元模拟其被动响应和主动收缩，而其余的颈部肌肉仅用梁单元模拟。肌肉主动响应计算是基于20世纪40年代末青蛙缝匠肌的生物学实验提到的Hill本构模型。其中肌肉的材料参数是根据Myers等对兔子的腿部肌肉进行的拉伸实验确定的。然后运用Kriging法把肌肉与头颈连接。2018年，鲁荣贵在上述模型基础上，加入脊髓有限元模型，建立了第三代人体头颈部模型。脊髓部分使用志愿者的核磁共振成像，通过逆向重建建立了颈脊髓的几何模型，并与生物学实验进行对比验证。该模型包括5个部分：软脊膜（壳单元）、硬脊膜（壳单元）、脑髓液（实体单元）、灰质（实体单元）和白质（实体单元）。其中，软脊膜、硬脊膜、白质和灰质定义为弹塑性，脑髓液定义为黏弹性。湖南大学的HHNM III模型如图1所示。通过几次迭代更新，目前已拥有较好的生物逼真度，模型能较好地模拟肌肉主被动特性和包括脊髓在内的各种软组织损伤。

图1 湖南大学HHNM III模型

1.1.2 行人混合假人模型的建立与验证

为更好地模拟车-行人碰撞，并深入探讨头部损伤，采用全尺寸行人假人模型并用HHNM III替换其头颈部分。行人假人模型源于商业软件LS-DYNA经过验证的LSTC站立姿态50百分位男性假人行人模型。假人头部被简化为壳单元，颈椎部分采用刚体模拟，椎骨之间用球铰链连接，生物逼真度无法满足本文研究需求，故采用HHNM III替换其头部和颈部部分。将LSTC行人假人的刚性胸骨与HHNM III模型的部分刚性胸骨固定在一起（HHNM III模型的刚性胸骨仅用来定位），如图2所示。

图2 行人混合假人模型的建立

Kerrigan等在2007年进行的多组尸体碰撞实验结果被用来验证本文建立的行人混合假人模型。在Kerrigan的实验中，根据身高将尸体样本分为3组：S组、M组和T组，本文根据行人混合假人模型的大小，选取S组（包括3个尸体样本）作为对照组，用来验证仿真模型。在实验过程中，尸体由一个支撑装置吊起，当车辆接触其腿部时，支撑装置就会放开。然后记录尸体头部质心、T1胸椎和骨盆运动轨迹。此外，尸体本身没有肌肉收缩，因此在验证中，行人混合假人模型的颈部肌肉被设置为不激活状态。

1.2 包含颈部肌肉主动力的行人碰撞仿真研究

根据交通事故统计，行人交通意外瞬间，90%车辆撞击速度小于50 km/h，因此本文选取了20、30、40 km/h作为变量因子。同时选取50 km/h作对照组。另一个影响行人碰撞反应的重要参数是行人步态。根据Peng等的研究结果，在比较碰撞侧腿后摆（struck leg backward，SLB）和 碰 撞 侧 腿 前 迈（struck leg forward，SLF）这两种不同步态的情况时，结果出现较大的差异，因此本文主要研究这两种特定步态，如图3所示。行人在碰撞过程中颈部各肌肉的响应时间和响应程度各有不同，因此，参考Alvarez等的研究，在仿真中分别设置了行人颈部肌肉的激活曲线。图4和表1列出各肌肉不同时刻的激活曲线。表2列出仿真实验分组及其代号。

图3 碰撞时行人的两种典型步态

图4 行人颈部肌肉激活曲线

表1 激活曲线对应的肌肉

表2 仿真分组及代号

在道路交通事故中，参与者的颅脑损伤与头部的线性加速度和旋转加速度有关。HIC值就是根据其线性加速度曲线得到的。头部旋转加速度也是颅脑损伤的重要因素，如硬膜下血肿等损伤与其有一定关系。通常，影响颅脑损伤主要是旋转及线性加速度。因此，本文中选择了头部质心的线性和旋转加速度作为损伤预测分析的主要依据。

2 结果

2.1 模型验证结果

行人混合假人模型在不同时刻的动力学响应与尸体实验结果具有较好的一致性，特别是头颈部响应明显优于LSTC原始假人模型，如图5所示。其头部质心、T1胸椎和骨盆的运动轨迹与尸体的实验曲线基本保持一致，如图6所示。而行人下肢由于仍保留机械假人结构，与尸体实验相比具有一定的差异。

图5 尸体行人与行人模型运动状态比较

图6 尸体与行人模型运动轨迹比较

2.2 行人头部动力学响应

在SLB步态中，碰撞时的质心线性加速度峰值和HIC及质心旋转加速度峰值如图7所示。在SLF步态中，数据如图8所示。图9为两种不同步态之间的比较。

图7 SLB步态下行人头部运动参数

图8 SLF步态下行人头部运动参数

图9 有主动力时两种步态下行人头部运动参数对比

仿真结果表明，在SLB步态中，当碰撞速度较低时，有主动力模型头部质心线性加速度峰值略高于无主动力模型。而碰撞速度较高时，有主动力模型的加速度峰值略低于无主动力模型。从HIC数值来看，撞击速度较低（20 km/h）时，有主动力模型HIC略高于无主动力模型，在中等的撞击速度（30、40 km/h）时，两种模型的HIC数值基本相同。较高的撞击速度（50 km/h）时，有主动力模型的HIC值比无主动力模型略低。

总体而言，肌肉激活对头部线性加速度影响小。然而，较大差异主要存在于旋转加速度。在碰撞速度为20、30和40 km/h时，有主动力模型头部旋转加速度峰值分别比无主动力模型高54.1%、13.1%和5.9%，较高的撞击速度（50 km/h）时，无主动力模型峰值比有主动力模型高4.3%。

在SLF步态中，无论是线性加速度还是旋转加速度，头部碰撞时的峰值都没有明显的规律。两种模型的峰值加速度非常接近，颈部肌肉的主动力对SLF步态中行人头部运动的影响很小。比较激活状态下两种步态，在20、30、40 km/h时，SLB步态的头部质心线性加速度分别比SLF步态高40.0%、14.8%和12.9%。同样，在相同车辆撞击速度下，SLB步态头部旋转加速度峰值远高于SLF步态。

2.3 行人头部生物力学响应

颅骨及软组织碰撞应力如图10所示。仿真结果表明，在SLB步态时，本次实验的各种碰撞速度下，相对有主动力模型的颅骨最大等效应力分别比无主动力模型高41%、32%、12%和3%。在SLF步态时，两种模型的最大等效应力没有显著差异，这与上述动态响应的结论一致。但在某些情况下，虽然加速度峰值和HIC值较低，但头部软组织受到的应力较大，与头部加速度或HIC值没有一致的相关性，因此单看头部加速度或HIC值不足以正确判断软组织损伤。比较SLB和SLF步态下的结果可以发现，SLB步态下的最大等效应力普遍高于SLF步态。

图10 头部组织最大等效应力

本文中以40 km/h速度下的一个实验分组为例分析颅骨、脑、小脑和脑干的应力分布。如图11所示，颅骨的压力和剪切应力是一个数量级，因此压力和剪切应力都有可能造成颅骨的损伤，而因脑软组织的压力远高于剪切应力，故压力可能是造成脑损伤的主要因素。

图11 头部结构应力云图

3 结论

颈肌主动力提高了碰撞时线性和旋转加速度峰值，同时也提高了HIC。在损伤方面，颈肌的激活提高了损伤风险。肌肉激活对行人头部响应的影响在SLB步态和低速碰撞中最为明显，而在SLF步态和中高速碰撞中不明显。此外，SLB步态的行人头部损伤风险高于SLF步态。当撞击速度提高时，两种步态下损伤差异缩小。观察仿真结果发现，颅骨损伤受压应力和剪应力影响，而软组织损伤源于压应力。

当前国内的行人碰撞法规没有考虑肌肉主动力和AEB的影响，且试验条件也较单一，无法深入研究复杂条件下行人碰撞事故中行人的损伤。因此，今后应进一步研究在行人碰撞事故中肌肉主动力的影响和不同碰撞条件下的损伤；另外，本文采用的颈部肌肉激活曲线直接取自相关文献中预先定义的曲线，并应用于所有分组，而在真实碰撞中不同人体的颈部肌肉激活程度会体现个体差异性；且不同车型结构也可能对肌肉主动力作用状态下行人的头颈部动力学产生影响，这在今后的研究中也应做更深入的探讨。