电动两轮车事故中不同头盔对地面碰撞防护性能研究

2022-09-30林丽雅李永强陈意升

振动与冲击 2022年18期

韩勇，何勇，林丽雅，李永强，陈意升，冯浩

(1. 厦门理工学院机械与汽车工程学院，福建厦门 361024； 2. 司法部司法鉴定重点实验室(司法鉴定科学研究院)，上海 200063； 3. 福建省客车及特种车辆研发协同创新中心，福建厦门 361024； 4. 厦门宇诠复材科技股份有限公司，福建厦门 361022)

公安部数据显示，2019年电动两轮车事故中骑车人死亡人数达8 639，受伤人数达44 677，其中电动两轮车事故占非机动车事故的80%以上[1]。研究表明，在摩托车和电动两轮车事故中，头部损伤是所有损伤类型中占比最大的损伤类型[2-3]。头盔作为头部防护的一个重要部件，在公安部“一带一盔”的倡议下，越来越多的电动两轮车骑车人佩戴头盔。

大量统计学研究和头盔跌落试验表明：头盔能够降低事故中摩托车和自行车骑车人严重的头部损伤，并对线性冲击下的颅骨骨折起到有效的防护作用[4-6]。Aldman等[7]提出在真实事故中，骑车人头部损伤既源于线性冲击，又与旋转运动有关。头部产生线性加速度是颅骨骨折和局灶性脑损伤发生的重要原因，而产生旋转加速度则是局灶性脑损伤和弥漫性脑损伤发生的重要原因。研究发现头部损伤准则(head injury criterion,HIC)可作为评估头盔对颅骨骨折防护的有效指标[8]。然而对于头盔能否降低由头部旋转运动造成的脑损伤风险，目前没有统一的指标或阈值。Fahlstedt等[9]的研究得出头盔将脑震荡的风险降低了54%； Deck等[10]提出头盔并不能对其脑损伤提供较好的防护。此外， Erhardt等[11]的研究表明：头盔类型对头部损伤的防护有较大影响，其中佩戴半盔后头部风险概率是全盔的1.91倍，全盔的防护效果优于半盔。

目前，基于深度事故重建的头盔研究被认为是研究头盔防护性能较为科学的方法之一[12]。以往的事故重建案例大多来源于道路交通事故数据库，如德国交通事故深入研究GIDAS(German In-Depth Accident Study)、法国的DSCR(Directorate for Road Traffic and Safety)以及当地验尸官办公室等，调查人员主要通过对事故现场进行取证研究以还原事发过程，事故重建也只通过简单对比初始碰撞位置及最终位置来检验有效性[13-16]。然而，研究表明运动学响应及落地姿态是直接影响骑车人损伤的重要因素[17]。基于道路监控视频的事故重建由于可观察到事故中骑车人完整的运动学响应及落地姿态，可更为准确地对事故中人体损伤情况进行研究[18-19]。

本文根据真实头盔几何尺寸建立了3款头盔有限元模型，并依据GB 811—2010《摩托车乘员头盔》测试方法，对全盔a、半盔的有效性进行了验证(全盔b的验证结果见Han等的研究)；其次，对3起电动两轮车事故进行多体与有限元重建，研究全盔和半盔在骑车人落地碰撞中对颅骨骨折及重度脑损伤的防护性能。

1 材料

1.1 头盔有限元模型建立

目前市场上电动两轮车头盔主要分为全盔和半盔两种。与半盔相比，全盔对头部的覆盖保护区更大，盔体与保护下颚部件为一整体结构。对于不同几何结构的全盔，其对头部的防护效果有所差异。据此本文采用了宇诠复材科技股份有限公司制造并已通过现有测试的两款典型全盔a，b及一款半盔。全盔a质量为606.4 g，外壳是复合材料(玻璃毡、单丝毡，乙烯基树脂等)，内衬材料为聚苯乙烯泡沫EPS(expanded polystyrene)；全盔b质量为1 490 g，外壳是玻璃增强型复合材料，内衬材料是EPS；半盔质量为537.5 g，外壳材料是丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物ABS(acrylonitrile butadiene styrene)，内衬材料为EPS。

全盔和半盔的有限元结构主要包括外壳、内衬泡沫及下颚带，忽略了几乎不吸收能量的舒适衬垫[20]。全盔a，全盔b及半盔有限元建模中的单元类型、节点数等信息，如表1所示。跌落测试中头型依据其与头盔的匹配关系选择中型尺寸，通过六面体单元建模，使用到的平面钢砧和半球形钢砧也分别用六面体单元和四面体单元进行建模。电动两轮车头盔、相应头型及钢砧有限元模型，如图1所示。

图1 头盔跌落验证的有限元模型Fig.1 Finite element models for drop simulation

表1 3款头盔有限元模型信息Tab.1 Information about the finite element models of three helmets

头盔内衬泡沫在压缩变形中通过吸收冲击能量，从而降低头部损伤风险。本研究中全盔a顶部泡沫密度是20 kg/m3，主体泡沫密度是40 kg/m3，侧面泡沫密度是70 kg/m3；全盔b顶部泡沫密度是40 kg/m3，主体泡沫密度是55 kg/m3，侧面泡沫密度是60 kg/m3；半盔泡沫密度是55 kg/m3。泡沫材料参考前人得出的不同密度EPS泡沫的应力应变关系曲线[21-22]。全盔、半盔的外壳，下颚带等材料均来源于Han等的研究和文献[23]。头型及钢砧均为刚性材料，参考于Milne等[24]的研究。有限元模型的具体材料参数，如表2所示。全盔b的材料参数见Han等的研究，全盔a外壳的材料属性参数如表3所示。其中PET(polyethylene glycol terephthalate)为涤纶树脂。

表2 有限元模型的材料属性Tab.2 Material properties of finite element models

表3 全盔a外壳的材料属性Tab.3 Material properties of full helmet a outer shell

仿真中为了防止头盔外壳和内衬泡沫发生相对位移，采用“点对面”接触(CONTACT_TIED_NODES_TO_SURFACE)来模拟实际的胶粘效果。在如头型与内衬泡沫、外壳与钢砧之间的滑动界面，采用“面对面”接触(CONTACT_AUTOMATIC_SURFACE_TO_SURFACE)进行设置。在径向跌落验证中，采用弹簧单元(Discrete Springs)简化模拟下颚带的非线性弹性特征[25]，通过头盔外壳和头型脸颊处的连接对头型进行约束，如图2(a)所示。而在真实事故碰撞仿真中，为了模拟头盔在较大旋转运动下的约束作用，用非线性弹簧单元将四边形单元建模的下颚带连接在头盔外壳上，如图2(b)所示。

图2 头盔与头型及下颚带的重要连接关系Fig.2 The important connection between the helmet and headform and jaw strap

1.2 头盔有限元模型验证

根据国标GB 811—2010《摩托车乘员头盔》的要求，将全盔a和头型沿轨道分别上升到1 829 mm和1 384 mm 后做自由跌落，使头盔跌落在平面钢砧和半球钢砧的速度分别为6.0 m/s和5.2 m/s；将半盔和头型沿轨道上升到1 600 mm后做自由跌落，使头盔跌落在平面钢砧的速度为5.6 m/s。头盔实际跌落中的场景，如图3所示。全盔和半盔均分别在其相应的试验区选择前、后、左、右不同方向位置的4个冲击点，相邻两个冲击点相距是最大周长的1/5以上。仿真中头盔的跌落速度设置为实际试验中传感器测得的速度。全盔与半盔仿真中4个冲击点位置的跌落工况及头部质心合成加速度与实际跌落试验的曲线对比，分别如图4和图5所示。通过对比4个冲击测试点下仿真和试验的头部质心加速度峰值，误差均在10%以内，且仿真加速度曲线趋势与试验曲线接近，表明本研究中电动两轮车头盔模型的有效性。

图3 头盔跌落测试Fig.3 Helmet drop test

图4 全盔a跌落工况及头部质心合加速度曲线Fig.4 Full helmet a drop conditions and head acceleration curves

2 方法

2.1 事故重建及验证

本文3起事故案例均来源于司法鉴定科学研究院。事故案例信息包括清晰完整的事故视频、车辆受损位置、骑车人碰撞中整个运动学响应、最终位置图及死亡报告等。案例1中，电动两轮车骑车人在三叉路口自西向东驶入主路时，与一辆由北向南行驶的轿车发生正面碰撞，最终导致骑车人被碾压，当场死亡。尸检报告显示骑车人发生颅骨骨折。案例2中，一辆轿车在十字路口自西向东正常行驶时，左侧擦碰上自北向南无视交通信号灯驶来的电动两轮车，骑车人倒地受伤后经抢救无效死亡。尸检报告显示，骑车人发生颅骨骨折、硬膜下血肿和蛛网膜下腔出血。案例3中，同样是十字路口，一辆自西向东行驶的轿车，正面与自南向北的电动两轮车发生碰撞，骑车人倒地受伤后经抢救无效死亡。尸检报告显示，骑车人发生颅骨骨折、硬膜下血肿和蛛网膜下腔出血。在这3起事故中，尽管案例3中骑车人有戴头盔，但头盔与车辆碰撞过程在惯性冲击下已于空中脱落。因而3起事故在与地碰撞中均无任何头部防护，最终导致了骑车人头部损伤过大致死。事故碰撞的详细信息，如表4所示。

表4 3起事故碰撞的详细信息Tab.4 Detail information of three accidents

事故重建方法与吴贺等[26]的研究一致。MADYMO中多体车辆前部结构的刚度特性参考Euro-NCAP测试结果及Martinez等[27]的研究，电动两轮车的刚度特性参考Maki等[28]的研究。此外，事故中骑车人身高、体重基于查尔摩斯理工大学行人数值模型(Chalmers University of Technology pedestrian numerical model，CPM) 50百分位男性成人模型进行缩放而得。车辆碰前速度主要依据视频逐帧分析法估算而得，车辆的初始位置和方向、电动两轮车及骑车人的姿态根据视频信息和车辆受损位置而设置。考虑到事故重建中人与地的摩擦因数对重建结果的精度有显著影响，故在以骑车人落地姿态及位置为首要前提下，在合理范围内反复修正计算模型的初始边界条件[29]。

事故重建一般通过运动过程对标、最终位置对比以及骑车人损伤状况分析进行有效性验证。3种事故中，真实碰撞与仿真中骑车人整个运动学响应的对比，如图6所示。案例1中，骑车人被撞后侧翻落地，头部没有与轿车发生接触，仿真结果很好地模拟出这一运动学特征。案例2中，轿车侧碰后，骑车人随着电动两轮车倒地，可以清晰地对比，仿真中骑车人的落地姿态与真实事故中极为相似。案例3中，骑车人的头部与风挡玻璃有轻微的接触，整个运动学响应与真实事故一致，且落地姿态也极为相符。

图6 仿真和真实事故中骑车人运动学对比Fig.6 Comparison of rider’s kinematics in simulation and accident

案例2和案例3最终位置误差对比，如图7所示，易知误差都在10%以内。对于案例1，骑车人落地后被汽车碾压后仍行驶了一段距离，尽管没有现场的测量示意图进行最终位置对比，但考虑到骑车人落地前的运动学响应以及文中的损伤情况与实际较为相符，因此保证了骑车人落地前边界条件的准确性。

图7 仿真和真实事故中最终位置对比(m)Fig.7 Comparison of final position in simulation and accident (m)

2.2 有限元模型加载

根据事故重建的结果，提取出骑车人头部与地面近碰撞时头部、胸腹部、盆骨下肢三部分的三轴线速度和角速度等边界条件。考虑到身体及颈部的运动会对头部损伤有一定的影响，故首先将日本丰田中央研发室开发的数值行人有限元模型THUMS 4.02(Total Human Model for Safety)姿态调整为多体重建下骑车人近碰撞时的人体姿态。在保证THUMS姿态与多体模型中一致后，将多体中假人的3个部分的边界条件分别加载到THUMS人体模型相对应的位置。3个案例中骑车人各部位边界条件的具体数值，如表5所示。

表5 骑车人各部位的边界条件Tab.5 Boundary conditions of each part of the rider

为了研究头盔对头部的防护性能，将头盔加载到先前THUMS人体模型的头部，在保证不干涉的前提下，输入与该头部同样的三轴线速度及角速度。各条件下骑车人头部落地冲击前的整体姿态，如图8所示。

图8 骑车人头部落地碰撞前姿态Fig.8 The postures of the rider before head landing

2.3 头盔防护性能指标选取

摩托车和电动两轮车事故中，颅骨骨折是常见的损伤类型，骑车人的死亡原因以颅脑损伤为主[30-32]。本研究中3起案例骑车人的伤亡报告中均提到颅骨骨折，采用HIC15对颅骨骨折损伤风险进行评价。对于由头部旋转导致的脑损伤，尚未建立广泛接受的评价指标。王方等[33]指出在基于头部运动学响应的颅脑损伤评价准则中，头部碰撞能量(head impact power，HIP)是最能有效地评价真实颅脑损伤的指标。在研究颅脑损伤中，角加速度指标也被用于颅脑损伤风险评估[34]。众多研究表明，最大主应变(maximum principle strain，MPS)和累积应变损伤测量准则(cumulative strain damage measure，CSDM)对脑组织损伤有很好的预测能力。Shi等研究发现，剪切应力对重度脑损伤有良好的预测能力。基于此，本文采用MPS、CSDM0.25、剪切应力及HIP等指标综合评估重度脑损伤风险。

3 结果及分析

3.1 头盔对颅骨骨折的防护性能

为研究3款头盔在骑车人落地碰撞中对颅骨骨折的防护性能，比较了有无佩戴头盔时头部质心峰值合线加速度(peak resultant linear acceleration，PLA)及HIC15值，并进一步研究全盔和半盔防护性能的差异。骑车人在有无佩戴头盔时头部质心合成线加速度的变化情况，如图9所示。易得出，3起事故中骑车人佩戴头盔后，头部质心PLA值显著降低且出现时间提前。这主要是因为戴头盔后，头盔内衬泡沫先与头部接触，会分散和吸收头部冲击能量。

图9 有无佩戴头盔下头部质心合线加速度Fig.9 Head resultant linear acceleration for unhelmeted and helmeted riders

有无佩戴头盔时头部质心的PLA与HIC值，如表6所示，并基于HIC值对颅骨骨折风险(简写为Rsf)进行评估。案例1中，佩戴全盔后的PLA及HIC值均降低60%以上，相应的颅骨骨折风险也由100%降到10%以下；佩戴半盔后，虽然HIC值降低了一半以上，但对颅骨骨折的防护效果几乎没有。案例2中，3款头盔均将颅骨骨折风险由98%降到6%。对于案例3，无论是全盔还是半盔，对颅骨骨折都有一个很好的防护，均将颅骨骨折风险由92%降到5%以内。这是由于线性冲击下，头盔的内衬泡沫发生了有效压缩，缓冲中能量的递减对原本剧增的头部质心合线加速度产生了显著的抑制作用，HIC值也随之锐减。HIC值在2 000时，仍有80%以上的颅骨骨折风险，故HIC未大幅度下降时，颅骨骨折风险不会有显著降低。

表6 头部损伤值及颅骨骨折风险Tab.6 Head injury values and skull fracture risk

案例1中有无佩戴头盔时有限元模型头部与地面冲击过程，如图10所示。未佩戴头盔下，10 ms时头部与地面发生接触，线性加速度急剧上升；11 ms时面部与地面发生较大冲击；14 ms时头部已开始从地面回弹，线性加速度显著降低。当佩戴全盔a时，5 ms时头盔与地面接触发生冲击；11 ms时，泡沫在吸收大部分能量后接近触底，此时鼻骨与地面发生轻微撞击，之后同样开始回弹。佩戴全盔b后，2 ms时头盔即与地面接触；11～14 ms间鼻骨未与地面接触，其与全盔a现象的差异源于泡沫密度及冲击区域泡沫厚度的影响。佩戴半盔状况下，3 ms时，半盔外壳前沿与地面发生接触，泡沫开始缓慢压缩；9 ms时，泡沫与地面接触区域出现触底现象，泡沫不能通过压碎吸取更多能量，从而导致头部线加速度大大增加，这与图9(a)中的结果一致。11 ms时，面部与地面发生冲击；14 ms时，头部也开始回弹。在整个过程中，易发现，半盔帽檐与地面接触发生撞击时，保护头部前额的泡沫沿着反向冲击的方向发生一些移动和拉伸，导致泡沫与地面径向接触的厚度有所减少，这也加快了泡沫的触底现象。

图10 案例1中有无佩戴头盔下头部与地面冲击过程Fig.10 Head to ground impact process for unhelmeted and helmeted riders in case 1

3.2 头盔对重度脑损伤的防护性能

为了研究3款头盔在骑车人落地碰撞中对脑损伤的防护性能，首先基于运动学响应比较了有无佩戴头盔时头部质心峰值合角加速度(peak resultant angular acceleration，PAA)以及HIP。骑车人有无佩戴头时头部质心的合成角加速度，如图11所示。案例1中，佩戴全盔a及b后，PAA均降低50%以上；佩戴半盔后，PAA由38 746 rad/s2降为26 340 rad/s2。案例2中，全盔a，b和半盔对骑车人头部的PAA均起到了防护效果，PAA由28 617 rad/s2分别降低到18 776 rad/s2，17 697 rad/s2，24 093 rad/s2。案例3中，佩戴全盔a和b后，PAA由30 550 rad/s2分别降低到18 865 rad/s2和19 028 rad/s2；佩戴半盔后，PAA降低了一半以上。

图11 有无佩戴头盔下头部质心合角加速度Fig.11 Head resultant angular acceleration for unhelmeted and helmeted riders

骑车人有无佩戴头时头部质心HIP的值，如图12所示。案例1中，全盔a、全盔b、半盔将HIP由最初的77.58 kW分别降低到34.15 kW，31.71 kW和52.16 kW。案例2中，佩戴3款头盔后，HIP由最初的52.24 kW分别降低到19.12 kW，25.09 kW和21.4 kW，均降低了一半以上。案例3中，佩戴3款头盔后，HIP由最初的52.95 kW分别降低到16.93 kW，45.04 kW和29.21 kW。

图12 有无佩戴头盔下头部质心HIP值Fig.12 HIP in head for unhelmeted and helmeted riders

综合分析：在骑车人落地冲击中，3款头盔均可降低头部质心PAA值，但仍超过重度脑损伤发生的阈值10 000 rad/s2[35]；对于HIP值，3起案例未戴头盔下均超过了重度脑损伤发生的阈值48 kW[36]，案例1中，全盔a和全盔b将HIP值降到重度脑损伤发生的阈值以下，而半盔仍然超过阈值；案例2和案例3中，全盔和半盔均将HIP降到阈值以下。

骑车人有无佩戴头盔时人体矢状面下脑部剪切应力的分布，如图13所示。当未佩戴头盔时，案例1中高应力主要集中在大脑额叶，案例2中高应力主要分布在大脑额叶和大脑近小脑区域，案例3中未有明显高应力区域。3起案例在佩戴半盔后，高应力区域几乎没变，而佩戴全盔a或b后，高应力区域有所减少。案例1中，半盔的剪切应力比不戴头盔下的剪切应力值略高，全盔均降低了剪切应力值，但只有全盔b将其降低到重度脑损伤发生的阈值11 kPa以下[37]，如图14所示。案例2中，3款头盔均降低了剪切应力值，但均未降低到阈值以下。案例3中，全盔a、全盔b、半盔将剪切应力10.3 kPa分别降到6.0 kPa，8.7 kPa和8.7 kPa，均低于阈值。

图13 有无佩戴头盔下脑组织最大剪切应力分布Fig.13 Shear stress distribution in brain tissue for unhelmeted and helmeted riders

图14 有无佩戴头盔下头部剪切应力Fig.14 Head shear stress for unhelmeted and helmeted riders

骑车人有无佩戴头盔时人体矢状面下脑部最大主应变的分布，如图15所示。案例1中未佩戴头盔时高应变主要集中在大脑额叶，佩戴半盔后变化较小，佩戴全盔a或b后仅出现较小的高应变区域。案例2中未佩戴头盔时高应变主要分布在大脑额叶和大脑近小脑区域，佩戴3款头盔后，高应变区域均略微减小。案例3中未佩戴头盔时，高应变主要在大脑与小脑毗邻区域，佩戴半盔后没有明显变化，佩戴全盔a或b后无高应变区域。MPS和CSDM0.25的具体参数值，如表7所示，并参考Takhounts等[38]研究中最大主应变与AIS 4+之间的关系来预测重度脑损伤风险(简写为RM)，同时也用CSDM0.25与AIS 4+之间的关系来预测重度脑损伤风险(简写为RC)。案例1中，就MPS预测的重度脑损伤风险来看，3款头盔几乎没有防护效果；就CSDM0.25预测的重度脑损伤风险来看，全盔a和全盔b比半盔的RC降低更多。案例2中，就MPS预测的重度脑损伤风险来看，3款头盔仍效果不佳；就CSDM0.25预测的重度脑损伤风险来看，全盔a和全盔b将RC由70%分别降到了18%和34%，而半盔仅降低到50%。案例3中，就MPS预测的重度脑损伤风险来看，全盔a可将RM由90%降低到26%，全盔b和半盔仅降低到55%左右；就CSDM0.25预测的重度脑损伤风险来看，全盔a、全盔b和半盔将RC由44%分别降到了1%，8%和32%。尽管3款头盔对重度脑损伤风险都有所降低，不难发现，全盔对重度脑损伤防护效果比半盔好。

表7 脑损伤参数值和重度脑损伤风险Tab.7 Brain injury parameter values and risk of severe brain injury

图15 有无佩戴头盔下脑组织最大主应变分布Fig.15 MPS distribution in brain tissue for unhelmeted and helmeted riders

综合分析，从PAA，HIP等运动学指标来看，全盔和半盔对于脑损伤防护没有表现出优劣性；从剪切应力、MPS、CSDM0.25来看，全盔对重度脑损伤的防护效果优于半盔。尽管不同表征参数下的脑损伤评估存在差异性，但头盔对重度脑损伤有一定的防护效果，需一套更加完备的评估体系去衡量，以便于进一步对头盔的优化。

4 讨论

在真实事故重建边界条件下进行头盔颅骨骨折防护性能研究，结果显示：案例2和案例3中，3款头盔均将颅骨骨折风险降低90%以上。在真实事故骑车人均有颅骨骨折情况下，这表明3款头盔对颅骨骨折具有显著的保护效果。然而在案例1中，全盔a，b将颅骨骨折风险分别降至9%和5%，半盔尽管将HIC15值由6 088 降低到2 597，其颅骨骨折风险仍为98%。其中一个原因是头部与地冲击的径向速度过大，案例1中头部z轴加载的初始速度为6.80 m/s，大于案例2和案例3中头部z轴加载的初始速度4.87 m/s和4.54 m/s，佩戴半盔后与地冲击下，头部质心的合线加速度仍然达到296.7g，这与Fahlstedt等[39]的研究一致。另一个原因是半盔帽檐与地面猛烈冲击下，帽檐拉动内衬泡沫发生变形甚至偏移，导致保护头部前额的泡沫与地面径向接触的厚度有所减少，更容易发生泡沫压缩触底现象。Ito等[40]在研究头盔撞击A柱时，也会有类似的因泡沫局部变形导致泡沫触底现象，从而出现较高线加速度，颅骨骨折风险大大增加。

评估头盔对重度脑损伤的防护性能时发现，在CSDM0.25预测的重度脑损伤风险下，全盔a，b防护效果优于半盔，但其在MPS预测的重度脑损伤风险上效果不明显，这种指标不同带来的结果差异性不能较好地评估头盔对脑损伤的防护性能。研究中发现佩戴头盔可减少头部质心的HIP值。Marjoux等的研究中指出，HIP与硬膜下血肿有良好的关系，而3起案例中有两例骑车人发生硬膜下血肿。在之后的工作中，如何通过不同指标有效评估某一确定的真实脑损伤，对研究头盔在脑损伤方面的防护性能具有重要意义。