蘭鳳崇，黃 偉，陳吉清*，吳 凱

(1．華南理工大學 機械與汽車工程學院，廣東 廣州 510640；2．廣東省汽車工程重點實驗室，廣東 廣州 510640)

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行人下肢高精度數(shù)值模型與損傷參數(shù)研究

蘭鳳崇1,2，黃 偉1,2，陳吉清1,2*，吳 凱1,2

(1．華南理工大學 機械與汽車工程學院，廣東 廣州 510640；2．廣東省汽車工程重點實驗室，廣東 廣州 510640)

為了深入研究汽車-行人碰撞過程中下肢的生物力學響應(yīng)和損傷機理，基于人體解剖學結(jié)構(gòu)建立了具有完整下肢組織結(jié)構(gòu)和高仿生精度的成年男性行人下肢有限元模型．包括股骨、脛骨、腓骨、髕骨等下肢骨骼以及皮膚、肌肉、韌帶、關(guān)節(jié)囊、半月板等重要軟組織.針對長骨骨干斷面幾何不均勻的特征，提出以CT斷面影像數(shù)據(jù)為依據(jù)，建立以真實皮質(zhì)骨內(nèi)外表面為邊界實現(xiàn)皮質(zhì)骨斷面厚度和形狀連續(xù)變化的長骨數(shù)值模型，對不同建模方式進行了對比，采用兩層實體單元模擬皮質(zhì)骨以獲得相對較高的計算精度和計算效率.通過模擬相關(guān)生物力學實驗，獲得了行人下肢各部位的損傷參數(shù)，分析了皮質(zhì)骨厚度變化以及不同撞擊方向?qū)ο轮珦p傷參數(shù)和損傷機理的影響．上述損傷參數(shù)的獲得可為我國汽安全性設(shè)計提供參考.

行人安全；下肢；有限元模型；生物力學；損傷機理

中國是交通事故死亡人數(shù)最多的國家.相對于汽車乘員，行人是道路使用者中的弱勢群體.據(jù)世界衛(wèi)生組織統(tǒng)計，中國行人死亡人數(shù)占交通事故死亡人數(shù)的26%，而美國只占11%，德國為14%[1].由此可見，中國在行人安全方面與發(fā)達國家還存在較大的差距.如何避免和降低交通事故中行人的死傷，是中國道路安全領(lǐng)域面臨的重要課題，對其進行研究，具有重大的社會意義.

在車-人碰撞交通事故中，行人最易受傷的部位為頭部和下肢，所占比例分別為31.3%和32.4%[2].雖然頭部損傷是造成行人死亡的主要原因，但一般情況下，下肢往往首先與汽車發(fā)生碰撞，先于頭部發(fā)生損傷，下肢損傷是交通事故中使人致殘的主要因素.因此，下肢防護是行人保護研究的重點.

鑒于交通事故中行人下肢損傷的頻發(fā)性和嚴重性，國內(nèi)外學者進行了下肢損傷的相關(guān)研究.隨著計算機和醫(yī)學成像技術(shù)的不斷發(fā)展，有限元法已逐漸成為研究下肢損傷生物力學的重要工具，使下肢損傷和生物力學響應(yīng)的數(shù)值模擬成為可能.Yang等[3]建立了由股骨、脛骨和膝關(guān)節(jié)構(gòu)成的人體下肢有限元模型，用來預測下肢長骨和膝關(guān)節(jié)的損傷風險.Takahashi等[4-5]分別基于Viewpoint Datalab和志愿者MRI數(shù)據(jù)，建立了具有較高生物仿真度的行人下肢模型，并采用非線性、應(yīng)變率材料模型定義下肢長骨和膝關(guān)節(jié)韌帶.Untaroiu等[6]根據(jù)Visible Human Male Project(VHMP)的幾何數(shù)據(jù)，在縱、橫向上分別以0.95和0.85的縮放系數(shù)進行縮放，建立了50百分位(美國)男性行人的下肢有限元模型，并模擬相關(guān)生物力學實驗對下肢模型的可靠性進行了全面的驗證.張冠軍等[7]基于THUMS模型改進了行人下肢模型，并對其進行了整體彎曲驗證，具有較好的生物逼真度.

中國在人體損傷生物力學方面的研究起步較晚，目前汽車企業(yè)和研究機構(gòu)自主開發(fā)可用于汽車安全性研究的相關(guān)生物力學模型還較少；且對于能夠準確、深入分析行人下肢的生物力學響應(yīng)和損傷機理而言，相關(guān)模型在結(jié)構(gòu)和材料等方面做了較多簡化，如將下肢長骨模型皮質(zhì)骨各斷面賦予相同厚度，不符合骨骼的解剖學特征，會影響損傷的分析結(jié)果，因此建立精細化的行人下肢模型成為迫切的需要.本文根據(jù)人體解剖學結(jié)構(gòu)，建立了具有精細解剖學結(jié)構(gòu)的成年行人下肢有限元模型，通過模擬相關(guān)生物力學實驗進行了驗證，獲得了下肢各部位的損傷參數(shù)，為中國汽車安全性設(shè)計提供參考.

1 行人下肢有限元模型的構(gòu)建

1.1 行人下肢有限元模型的建立

根據(jù)國標GB 10000中50百分位中國成年男性的身體尺寸標準(身高1 678 mm，體重59 kg)，本文選定一位30歲、身高1 680 mm、體重約60 kg的中國成年男性志愿者進行下肢螺旋CT掃描，為獲得較高的掃描精度，掃描厚度定為0.6 mm.根據(jù)掃描得到的CT斷層文件，采用醫(yī)學影像技術(shù)，通過mimics軟件進行圖像分割，提取得到下肢骨骼的三維點云數(shù)據(jù)，并利用逆向開發(fā)軟件重建其三維曲面模型.在幾何模型的基礎(chǔ)上，利用ANSYS ICEM CFD軟件及其特有的Block-Controlled網(wǎng)格劃分法構(gòu)建下肢骨骼三維有限元模型；由于韌帶、關(guān)節(jié)囊等下肢軟組織難以從CT影像中提取，本文通過研究其解剖學結(jié)構(gòu)確定下肢各軟組織的形態(tài)特征，在下肢骨骼模型的基礎(chǔ)上利用HYPERMESH有限元前處理軟件構(gòu)建下肢軟組織的有限元模型.

行人下肢有限元模型如圖1所示，該模型具備完整的下肢解剖學結(jié)構(gòu)，包括股骨、脛骨、腓骨、髕骨等下肢骨骼以及皮膚、肌肉和膝關(guān)節(jié)軟組織等.行人-汽車碰撞事故中，下肢損傷的主要類型包括：大腿損傷(股骨骨折)、小腿損傷(脛骨、腓骨骨折)及膝關(guān)節(jié)損傷[8].因此，下肢長骨和膝關(guān)節(jié)是本文的建模重點.

本文對長骨不同建模方式進行了比較和分析，采用六面體實體單元模擬皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨，其中骨干區(qū)域皮質(zhì)骨采用2層實體單元模擬，后續(xù)分析表明采用2層實體單元模擬長骨骨干能夠兼顧計算精度和計算效率；骨骺區(qū)域皮質(zhì)骨較薄，為避免單元尺寸過小，僅用1層單元模擬.骨干和骨骺皮質(zhì)骨之間采用五面體單元實現(xiàn)平滑過渡.以股骨模型為例，其有限元模型如圖2所示.

圖1 行人下肢有限元模型

圖2 股骨有限元模型

下肢長骨皮質(zhì)骨各斷面具有形狀不規(guī)則性和厚度不均勻性，同時各斷面形狀、厚度變化具有連續(xù)性.前人建立的長骨皮質(zhì)骨模型多是通過外表面向內(nèi)偏移而成，因而皮質(zhì)骨各斷面厚度相同；或采用殼單元模擬分段賦予皮質(zhì)骨不同的厚度值，但段間皮質(zhì)骨厚度的變化不連續(xù)且段內(nèi)厚度相同，因此上述方法均不能準確地反映長骨皮質(zhì)骨的解剖學特征.本文通過CT影像技術(shù)，采用較小的掃描層厚以獲得精確反映下肢長骨復雜幾何特征的長骨點云數(shù)據(jù)，并擬合生成皮質(zhì)骨內(nèi)、外表面的自由曲面數(shù)學模型，以此為邊界建立皮質(zhì)骨厚度、形狀連續(xù)變化的長骨有限元模型，真實表征下肢長骨皮質(zhì)骨形狀的不規(guī)則性、厚度的不均勻性以及形狀、厚度變化的連續(xù)性.以脛骨為例，其CT影像和有限元模型分別如圖3，圖4所示.

膝關(guān)節(jié)是人體內(nèi)最大最復雜的關(guān)節(jié)，其有限元模型如圖5所示.膝關(guān)節(jié)軟組織模型包括韌帶、關(guān)節(jié)囊、半月板和關(guān)節(jié)軟骨等，對膝關(guān)節(jié)的穩(wěn)定性具有重要作用.影響膝關(guān)節(jié)運動學響應(yīng)的韌帶主要有4條，

圖3 脛骨CT影像

圖4 脛骨有限元模型

圖5 膝關(guān)節(jié)有限元模型

分別為：脛側(cè)副韌帶(MCL)，腓側(cè)副韌帶(LCL)，前交叉韌帶(ACL)和后交叉韌帶(PCL).上述韌帶均采用2層實體單元模擬，厚度約為4 mm[9].關(guān)節(jié)囊采用殼單元模擬，包圍膝關(guān)節(jié)四周(為顯示膝關(guān)節(jié)內(nèi)部軟組織結(jié)構(gòu)，圖6(b)隱藏部分關(guān)節(jié)囊單元)，厚度定義為0.5 mm[6].在股骨、脛骨及髕骨的關(guān)節(jié)面上，分別附上一層實體單元模擬關(guān)節(jié)軟骨，厚度為2～3 mm[10].內(nèi)、外側(cè)半月板采用一層實體單元模擬，位于股骨和脛骨關(guān)節(jié)面之間.膝關(guān)節(jié)各關(guān)節(jié)面之間定義為自動面-面接觸方式(*CONTACT_AUTOMATIC_SURFACE_TO_SURF -ACE)，關(guān)節(jié)各軟組織之間定義為單面接觸方式(*CONTACT_AUTOMATIC_SINGLE_SURFACE).

肌肉與皮膚能夠吸收碰撞能量，改變骨骼的受力分布情況，具有一定的緩沖作用.肌肉采用六面體單元模擬，與長骨模型共節(jié)點連接，并在表面附上一層殼單元模擬皮膚，厚度定義為1 mm.

建立的行人下肢有限元模型共包括68 830個單元，73 440個節(jié)點，最小單元尺寸0.7 mm，最小雅各比0.5，滿足計算要求.

1.2 行人下肢有限元模型的材料參數(shù)

盡管不同人種身體在尺寸上存在差異，但其生物組織材料參數(shù)仍具有一定的借鑒意義，本文下肢模型的材料參數(shù)主要參考國內(nèi)外相關(guān)文獻獲得，如表1～表3所示.其中皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨采用各向同性的彈塑性材料模擬；膝關(guān)節(jié)主要韌帶定義為線黏彈性材料，以模擬韌帶的非線性和黏彈性特征，相關(guān)參數(shù)參考Van Dommelen等不同應(yīng)變率下的韌帶拉伸實驗反求獲得[15]；下肢肌肉參考文獻定義為粘彈性材料，皮膚、關(guān)節(jié)囊、關(guān)節(jié)軟骨和半月板等軟組織均采用彈性材料模擬，不考慮其損傷.

表1 下肢主要組織材料參數(shù)[6,11-12]

表2 膝關(guān)節(jié)主要韌帶材料參數(shù)[13-15]

表3 肌肉模型材料參數(shù)[16]

2 行人下肢損傷參數(shù)研究

損傷閾值的獲取是研究人體損傷風險和機制的基礎(chǔ).由于國內(nèi)在人體損傷生物力學方面的研究起步較晚，目前已發(fā)表的文獻資料中，缺少與中國人體下肢損傷閾值相關(guān)的基礎(chǔ)性實驗研究.在此背景下，本文參考歐美人體生物力學實驗方法，利用本文建立的高精度下肢生物力學模型，對下肢各部位的損傷參數(shù)進行了仿真研究.

2．1 下肢長骨模型準靜態(tài)條件下的損傷參數(shù)研究

本文參考Yamada，Asang等[17-18]的尸體實驗，在準靜態(tài)加載條件下，對下肢長骨(股骨、脛骨和腓骨)的損傷參數(shù)進行了仿真研究，如圖6所示.將下肢長骨模型水平放置于剛性支撐面上，定義接觸面摩擦系數(shù)為0.3，直徑為25 mm的剛性圓柱體以0.01 m/s的恒定速度分別從A-P方向?qū)﹂L骨模型中部進行加載，直至骨折斷裂.

準靜態(tài)三點彎曲條件下股骨、脛骨和腓骨模型的生物力學響應(yīng)分別如圖7～圖9所示.準靜態(tài)加載作用下，接觸力隨加載處位移的增加而增大，并近似成正比例關(guān)系.股骨、脛骨和腓骨模型骨折的耐受極限分別為4.50 kN，4.03 kN和0.41 kN，單位位移下增加的載荷分別為0.39 kN/mm，0.39 kN/mm和0.03 kN/mm，其中股骨的耐受極限最高，約是腓骨的10倍，而脛骨的損傷閾值略低于股骨.仿真曲線與文獻中實驗曲線對比可知，兩者具有相同趨勢，盡管存在一定的誤差，但考慮到實驗樣本(歐美)與仿真模型(中國)在尺寸上的差異以及計算誤差，上述誤差在合理范圍內(nèi).由于模型仿真與尸體實驗具有類似的生物力學響應(yīng)，因此認為下肢長骨模型能夠反映長骨的準靜態(tài)生物力學特性.

圖6 長骨準靜態(tài)3點彎曲仿真

位移/mm

位移/mm

位移/mm

2.2 下肢長骨動態(tài)加載條件下的損傷參數(shù)研究

下肢長骨動態(tài)加載條件下的損傷參數(shù)研究參考文[19]的尸體實驗方法進行.仿真設(shè)置如圖10所示，將長骨模型兩端塞入下方帶有弧形金屬板的金屬方盒內(nèi)，以提供一個簡單的支撐條件，并保持模型姿態(tài)與其在人體中的姿態(tài)一致.實驗中金屬盒采用聚氨酯泡沫填充塞實，仿真時通過定義長骨模型兩端與金屬盒的剛性連接(*CONSTRAINED_EXTRA_NODES_SET)來模擬.前端為弧形的剛性沖擊器以恒定速度從L-M方向加載于股骨(1.2 m/s)和脛骨(1.45 m/s)中部直至骨折.脛骨彎曲實驗中，沖擊器前端包裹有25 mm的conforTM泡沫，其仿真材料特性來自文獻[20].

圖10 下肢長骨模型動態(tài)3點彎曲仿真

仿真輸出長骨模型中部彎矩與加載處位移的關(guān)系曲線，并與實驗結(jié)果相對比，如圖11，圖12所示.在動態(tài)加載條件下，股骨和脛骨模型中部承受的彎矩隨加載處位移的增加而增加，直至骨折，極限彎矩分別為417 N·m和293 N·m，分別與Kerrigan等股骨極限彎矩為412±102 N·m和Nyquist等脛骨極限彎矩為317±88 N·m[21]的實驗結(jié)果相近.

位移/mm

位移/mm

隨著年齡的增長，人體皮質(zhì)骨內(nèi)側(cè)將出現(xiàn)皮質(zhì)骨小梁化，導致皮質(zhì)骨厚度不斷減薄，Ward等研究表明，50歲以上成年人皮質(zhì)骨減薄速度約為14%/10年[22].皮質(zhì)骨厚度減薄導致下肢長骨的耐受極限明顯下降.為了研究皮質(zhì)骨厚度對下肢長骨損傷參數(shù)的影響，本文借助hypermesh有限元前處理軟件，將皮質(zhì)骨模型內(nèi)側(cè)面節(jié)點向外等比例偏移，分別建立了不同皮質(zhì)骨厚度的股骨和脛骨模型，并進行動態(tài)三點彎曲仿真，得到不同皮質(zhì)骨厚度下肢長骨骨折的耐受極限，如表4所示.

表4 不同皮質(zhì)骨厚度下肢長骨的損傷極限

為得到股骨和脛骨皮質(zhì)骨厚度減薄與其耐受極限下降程度的對應(yīng)關(guān)系，采用最小二乘法對上述數(shù)據(jù)進行擬合，結(jié)果如圖13所示.股骨/脛骨擬合曲線的斜率分別為0.74/0.67，標準差分別為0.016/0.015.由此可以得出，下肢長骨皮質(zhì)骨厚度每減薄1%，其抗彎極限將下降約0.7%.

皮質(zhì)骨減薄比例

本文對比了動態(tài)載荷下長骨皮質(zhì)骨不同建模方式對其力學響應(yīng)的影響，不同建模方式如圖14所示.圖15所示為股骨模型在動態(tài)3點彎曲載荷條件下3種不同建模方式的力學特性對比.當采用兩層和三層實體單元模擬股骨骨干皮質(zhì)骨時，兩者的彎矩與位移曲線具有相近的斜率，而當僅采用一層單元模擬時，在相同的加載位移下，骨干中部的彎矩要低于前兩者.由此可見，僅采用一層實體單元不能較好的模擬長骨骨干皮質(zhì)骨的力學性能，而采用兩層和三層實體單元模擬具有相近的計算精度.因此，本文采用兩層實體單元模擬骨干皮質(zhì)骨，兼顧了計算精度和計算效率，具有一定的合理性.

圖14 長骨骨干皮質(zhì)骨不同建模方式

位移/mm

2.3 大腿和小腿動態(tài)加載條件下的損傷參數(shù)研究

本文參考Kerrigan等的尸體實驗方法由側(cè)向(L-M)對帶有肌肉的大腿和小腿模型進行了動態(tài)三點彎曲仿真，獲得了大腿和小腿動態(tài)加載條件下的損傷參數(shù)，仿真設(shè)置與下肢長骨模型的動態(tài)三點彎曲仿真相同，如圖16所示.

圖16 大腿和小腿模型動態(tài)三點彎曲仿真

仿真得到加載處接觸力與位移的關(guān)系曲線，并與文獻中實驗結(jié)果進行對比，如圖17，圖18所示.大腿動態(tài)三點彎曲加載時，由于大腿皮膚與肌肉的緩沖作用，起始階段曲線上升較為平緩，隨著股骨受力，接觸力上升加快，當接觸力達到耐受極限4.82 kN時，股骨斷裂；小腿動態(tài)三點彎曲加載時，由于腓骨骨折，仿真曲線上升到2.22 kN后接觸力略有下降，然后繼續(xù)上升，直至脛骨骨折，此時接觸力達到最大值4.02 kN.大腿仿真曲線位于文獻中實驗上下邊界之間，小腿仿真曲線初始階段存在一定偏差，這可能由腓骨的動態(tài)特性差異所引起，但基本與實驗上邊界相近.盡管上述實驗結(jié)果是基于歐美人體實驗所得，但從載荷上升趨勢和損傷閾值上分析，本文建立的大腿和小腿模型能真實地反映相關(guān)生物體的生物力學特性.

由于位于小腿外側(cè)的腓骨其損傷閾值明顯較低，同時考慮到小腿不同位置肌肉對骨骼的包裹厚度不均勻(如小腿前側(cè)基本沒有肌肉包覆)，不同方向加載小腿的生物力學響應(yīng)有所不同.為研究不同加載方向?qū)π⊥葥p傷機理和損傷參數(shù)的影響，本文對比了外側(cè)、前側(cè)和后側(cè)3種不同方向加載條件下小腿的生物力學響應(yīng)，如圖19所示，仿真設(shè)置與上文相同.

位移/mm

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撞擊塊從前側(cè)對小腿模型進行加載時，由于小腿前側(cè)基本沒有肌肉包覆，撞擊塊直接作用于位于前側(cè)的脛骨，相比于側(cè)向加載，接觸力上升明顯較快，當接觸力達到5.24 kN時，脛骨發(fā)生骨折，由于腓骨損傷閾值相對較低，腓骨隨之也發(fā)生骨折.而撞擊塊從后側(cè)對小腿模型進行加載時，由于小腿后側(cè)肌肉包覆較厚，接觸力上升較為緩慢，當接觸力達到3.52 kN時，位于小腿側(cè)后方腓骨首先發(fā)生骨折，接觸力經(jīng)歷短暫下降后隨著脛骨的承載而繼續(xù)上升，當接觸力達到3.98 kN時，脛骨發(fā)生骨折.對比3種加載方式，由前側(cè)進行加載時，盡管前側(cè)肌肉包覆較少，但脛骨首先承受載荷，因此損傷閾值要明顯高于其他兩種加載方式；而側(cè)向和后向加載時，腓骨首先承載并先于脛骨發(fā)生骨折，損傷閾值較低，但相比之下，后向加載時腓骨對應(yīng)的受力極限要高于前者，這可能是由于后側(cè)肌肉包覆較厚所致.由此可以看出，不同撞擊方向?qū)π⊥鹊膿p傷機理和損傷閾值均具有較大影響.

2．4 膝關(guān)節(jié)損傷參數(shù)研究

彎曲和剪切載荷被認為是行人膝關(guān)節(jié)損傷的主要機理[23].本文參考文獻[24]的膝關(guān)節(jié)四點彎曲實驗，對行人膝關(guān)節(jié)損傷參數(shù)進行了研究.試驗裝置如圖20所示，膝關(guān)節(jié)近心端和遠心端分別與伸長桿固定，伸長桿通過轉(zhuǎn)動軸承與支座連接，其中近心端支座為滑動支座，遠心端支座為固定支座.帶轉(zhuǎn)動鉸的叉形沖擊桿加載于左右伸長桿上，使膝關(guān)節(jié)以1°/ms的速率彎曲，模擬行人下肢在一定沖擊載荷下的膝關(guān)節(jié)彎曲響應(yīng).

圖20 膝關(guān)節(jié)四點彎曲實驗示意圖

仿真參考實驗設(shè)置，如圖21所示.膝關(guān)節(jié)模型近心端和遠心端分別與左右伸長桿剛性連接，叉形桿、伸長桿和支座均定義為剛體，約束遠心端支座所有自由度，僅釋放近心端支座左右移動自由度.通過加載裝置對上述機構(gòu)進行加載，使膝關(guān)節(jié)模型彎曲速度與實驗一致，如圖22所示.

仿真輸出膝關(guān)節(jié)彎矩與膝關(guān)節(jié)彎曲角度的關(guān)系曲線，如圖23所示.

由于韌帶的約束作用，隨著膝關(guān)節(jié)彎曲角度的增大，其所受的彎矩也逐漸上升，當膝關(guān)節(jié)彎曲角度達到14.5°時，所受彎矩達到最大值122 N·m，MCL韌帶隨之斷裂，如圖24所示，與文獻中實驗結(jié)果相吻合.由于仿真時沒有考慮皮膚、肌肉以及關(guān)節(jié)囊對膝關(guān)節(jié)的約束作用，MCL韌帶斷裂后膝關(guān)節(jié)所受彎矩與實驗相比下降較為迅速.仿真曲線與實驗曲線無論是趨勢還是峰值都能較好地吻合，因此本文建立的膝關(guān)節(jié)模型可用來模擬人體膝關(guān)節(jié)的生物力學響應(yīng)和損傷細節(jié).由膝關(guān)節(jié)模型仿真結(jié)果可知，在1°/ms的加載速率下，行人膝關(guān)節(jié)的損傷閾值如極限彎矩和極限彎曲角度分別約為122 N·m和15°.

圖21 膝關(guān)節(jié)模型四點彎曲仿真設(shè)置

時間/ms

彎曲角度/(°)

本文利用下肢生物力學模型，獲得的中國人體下肢(50百分位)各部位的損傷參數(shù)如表5所示.損傷參數(shù)的獲取對于中國汽車安全性設(shè)計與虛擬安全評價具有一定的參考意義.

圖24 膝關(guān)節(jié)韌帶模型斷裂

部位加載速率/(m·s-1)加載方向損傷參數(shù)準靜態(tài)股骨0.01A-P4.50kN脛骨0.01A-P4.03kN腓骨0.01A-P0.41kN動態(tài)股骨1.2L-M417N·m皮質(zhì)骨減薄1%,抗彎極限下降0.74%徑骨1.45L-M293N·m皮質(zhì)骨減薄1%,抗彎極限下降0.67%大腿1.2L-M4.82kN小腿1.451.451.45L-MA-PP-A5.24kN2.22kN3.52kN膝部1°L-M極限彎矩122N·m,極限彎曲角度15°

3 結(jié) 語

1)基于人體解剖學特征建立了具有完整和精細解剖學結(jié)構(gòu)的成年行人下肢生物力學有限元模型，包括股骨、脛骨、腓骨、髕骨等下肢骨骼以及皮膚、肌肉和膝關(guān)節(jié)軟組織等，其中膝關(guān)節(jié)軟組織包括內(nèi)外側(cè)副韌帶、前后交叉韌帶、髕韌帶、半月板、關(guān)節(jié)囊以及關(guān)節(jié)軟骨等.

2)建立的下肢有限元模型具有較高精度.針對長骨骨干斷面幾何不均勻的特征，提出以骨骼斷面影像數(shù)據(jù)為依據(jù)，建立以皮質(zhì)骨內(nèi)外表面為邊界實現(xiàn)皮質(zhì)骨厚度、形狀連續(xù)變化的長骨數(shù)值模型；通過對不同建模方式進行對比，采用兩層實體單元模擬長骨骨干皮質(zhì)骨，在保證計算效率的前提下獲得較高的建模精度.

3)通過模擬相關(guān)生物力學實驗，獲得了50百分位中國成年人體下肢各部位在動、靜態(tài)加載條件下的損傷參數(shù)，并分析了皮質(zhì)骨厚度對長骨損傷參數(shù)的影響：皮質(zhì)骨厚度每減薄1%，長骨抗彎極限下降約0.7%；此外，對比了行人小腿在不同方向撞擊下的損傷機理和損傷參數(shù)：前側(cè)加載條件下，小腿承載能力較好，而在側(cè)向及后向加載條件下，小腿損傷閾值較低且腓骨具有較高的損傷風險.下肢各部位損傷參數(shù)的獲得可為汽車安全性設(shè)計提供參考.

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Development and Injury Parameters Research of a FE Model of Lower Limb with High Precision for Adult Pedestrians

LAN Feng-chong1,2, HUANG Wei1,2, CHEN Ji-qing1,2?, WU Kai1,2

(1.School of Mechanical & Automotive Engineering, South China Univ of Technology, Guangzhou, Guangdong 510640，China; 2.Guangdong Provincial Key Laboratory of Automotive Engineering, Guangzhou, Guangdong 510640,China)

In order to study the biomechanical response and injury mechanisms of pedestrian`s lower limb during impact, a three-dimensional FE model of lower limb for adult pedestrians with high precision was developed on the basis of human anatomical structure. The lower limb model included complete anatomical structure of femur, tibia, fibula, patella as well as soft tissues such as skin, fresh, ligaments, capsule meniscus and cartilage. Considering the nonuniformity of the section of cortical bone, a long bone model was developed based on CT data with the thickness and the shape of the cortical bone section varying continuously. In comparison with other modeling methods, cortical bone was modeled with two-layer solid elements to obtain higher precision and efficiency. The injury criterions of pedestrians′ lower limb such as the ultimate bending moment of femur and tibia were obtained by modeling related biomechanical experiments. In addition, the influence of the thickness of cortical bone and the impact direction to injury mechanism and injury parameters of lower limb were analyzed. The injury parameters can provide important reference for the design of cars.

pedestrian safety; lower limb; finite element model; biomechanics; injury mechanism

1674-2974(2016)10-0042-10

2015-09-22

國家自然科學基金資助項目(51375170),National Natural Science Foundation of China(51375170);廣東省自然科學基金資助項目(2015A030313213)

蘭鳳崇(1959-)，男，吉林四平人，華南理工大學教授，博士生導師

?通訊聯(lián)系人，E-mail:chjq@scut.edu.cn

U461

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