閆安志，張迅

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車橋耦合振動(dòng)下直流電刺激肌肉的動(dòng)力響應(yīng)分析

閆安志，張迅

(河南理工大學(xué)土木工程學(xué)院，河南焦作 454000)

當(dāng)前，電刺激治療應(yīng)用廣泛。對(duì)于經(jīng)常出差的亞健康人士，若在旅途中選擇電刺激治療，不可避免地會(huì)受到車橋耦合振動(dòng)的影響。在這種條件下，何種乘坐方式能達(dá)到較好的治療效果尚不清楚。首先利用COMSOL有限元分析軟件建立三跨連續(xù)梁橋和兩自由度移動(dòng)系統(tǒng)列車耦合模型，其次通過多體動(dòng)力學(xué)模塊設(shè)置接觸對(duì)，實(shí)現(xiàn)車橋的耦合接觸，計(jì)算列車的振動(dòng)響應(yīng)，最后將該響應(yīng)和電刺激信號(hào)同時(shí)施加給不同體位的肌肉，得到相應(yīng)的位移、頻譜和應(yīng)力等結(jié)果。對(duì)比分析發(fā)現(xiàn)，肌肉在直立體位下，受列車振動(dòng)影響較大，振動(dòng)不易控制；平躺體位下與靜止?fàn)顟B(tài)的振動(dòng)響應(yīng)相近，但振幅和周期略有減小。研究結(jié)果為選擇合理體位，達(dá)到更好的治療效果提供了參考。

車橋耦合；電刺激；體位；有限元

0 引言

在車橋耦合振動(dòng)方面，國內(nèi)外的專家學(xué)者提出了不同的力學(xué)計(jì)算模型。由簡(jiǎn)單的移動(dòng)荷載發(fā)展到當(dāng)前最常用的移動(dòng)系統(tǒng)模型[1]。該模型是將列車簡(jiǎn)化為由質(zhì)量、彈簧和阻尼等構(gòu)件組合成的多自由度系統(tǒng)，并與橋梁模型相耦合。本文采用該模型進(jìn)行車橋耦合振動(dòng)響應(yīng)分析。

在電刺激治療方面，早在1985年，MOHR等[2]就通過跟蹤試驗(yàn)的方法，對(duì)照測(cè)試了18名健康女大學(xué)生在經(jīng)過高壓直流電刺激后骨骼肌肌力的變化情況，但效果并不明顯。目前，也有學(xué)者對(duì)電刺激治療進(jìn)行數(shù)值模擬研究，可分為微觀和宏觀兩個(gè)角度：微觀角度，任勇等[3]建立了神經(jīng)元細(xì)胞的三維軸突切片有限元模型。對(duì)模型施加電流脈沖，得到其三維電勢(shì)分布和動(dòng)作電位曲線；宏觀角度，黃濤等[4]對(duì)前臂建立同心圓柱層次模型，分析電極尺寸和陣列方式對(duì)前臂中電場(chǎng)分布的影響，從而對(duì)電極進(jìn)行優(yōu)化。當(dāng)前，有學(xué)者提出電刺激會(huì)使肌肉產(chǎn)生有規(guī)律的振動(dòng)，起到按摩和推拿的作用，達(dá)到緩解和治療疾病的效果[5]。但大多數(shù)學(xué)者是從電場(chǎng)分布、電流變化的角度去研究電刺激治療，很少有人從動(dòng)力學(xué)角度去深入研究此問題。

關(guān)于肌肉收縮的研究，張海濤等[6]進(jìn)行了基于有限元法的人體腓腸肌振動(dòng)模型的仿真研究。他在文獻(xiàn)[6]中指出，早在1950年外國學(xué)者HILL就提出了肌肉結(jié)構(gòu)的力學(xué)模型。在此基礎(chǔ)上Kojic考慮了非線性因素，之后Johansson又考慮了肌肉的大變形和超彈性的性質(zhì)，并推導(dǎo)出本構(gòu)關(guān)系[6]。目前，對(duì)肌肉的力學(xué)研究通常采用Ogden或Mooney-Rivilin不可壓縮超彈性本構(gòu)模型[7]。本文采用雙參數(shù)的Mooney- Rivilin模型對(duì)肌肉進(jìn)行位移、頻率和應(yīng)力響應(yīng)研究。

1 車橋耦合振動(dòng)仿真

1.1 模型建立及參數(shù)確定

建立平面坐標(biāo)系，車橋耦合振動(dòng)力學(xué)計(jì)算模型如圖1所示。

圖1 車橋耦合振動(dòng)力學(xué)計(jì)算模型

橋梁采用三跨連續(xù)歐拉(Euler)梁，單跨跨徑=50 m，橋梁總長=3×50=150 m。行駛過程中，僅考慮平面內(nèi)彎曲振動(dòng)，且服從平截面假定。不考慮轉(zhuǎn)動(dòng)慣量和剪切變形的影響，忽略截面繞中心軸的轉(zhuǎn)動(dòng)及橫向位移。

根據(jù)牛頓第二定律，列車的振動(dòng)方程為：

橋梁的振動(dòng)微分方程：

橋梁的邊界條件為

1.2 仿真計(jì)算

本文采用COMSOL有限元分析軟件對(duì)車橋耦合系統(tǒng)進(jìn)行振動(dòng)響應(yīng)分析。有限元模型如圖2所示。

通過對(duì)車輪A設(shè)置較大的彈性模量，來實(shí)現(xiàn)其剛體特性。在車橋接觸面上添加接觸對(duì)，并進(jìn)行網(wǎng)格加密處理。共劃分4 986個(gè)三角形單元和8個(gè)四邊形單元，總計(jì)21 643個(gè)自由度，選用平面應(yīng)力計(jì)算模式。考慮三種車速100、200 km·h-1和300 km·h-1下車體的振動(dòng)響應(yīng)。

數(shù)值模擬中，列車參數(shù)[8]如表1所示。

表1 列車參數(shù)

橋梁采用鋼筋混凝土材料：密度=4 300 kg·m-3；彈性模量=2.06×1011Pa；泊松比=0.25。結(jié)構(gòu)參數(shù)：橫截面面積=0.5478 m2；慣性矩=0.149 m4。

圖2 車橋耦合有限元模型

經(jīng)過仿真計(jì)算，不同車速下車體的位移響應(yīng)如圖3所示。

圖3 不同車速下車體位移響應(yīng)曲線

2 肌肉的振動(dòng)仿真

2.1 幾何模型及參數(shù)的確定

本文選用肱二頭肌為計(jì)算模型。具體尺寸參考《中國人解剖學(xué)數(shù)值》[9]。肱二頭肌為圓截面梭形，全長為30.5 cm；肌腹厚度17.0 mm；跟腱厚度9.1 mm。肱二頭肌的兩端分別與橈骨和肱骨相連，如圖4所示。

圖4 上肢肌肉解剖圖

分別計(jì)算三種工況下肱二頭肌的振動(dòng)響應(yīng)：工況一，只受電刺激激勵(lì)，本文稱其為靜止?fàn)顟B(tài)；工況二是在列車上保持坐姿直立體位，假設(shè)車體僅有上下振動(dòng)，上臂自然下垂，前臂平放在座位扶手上，即圖4中A點(diǎn)與車體固連，則肱二頭肌垂直于地面，其縱向收縮與列車振動(dòng)方向平行；工況三是在列車上保持平躺體位，假設(shè)上臂下表面與車體相連，則肱二頭肌平行于地面，其縱向收縮與車體振動(dòng)方向垂直。三種工況下肱二頭肌受力情況，分別如圖5(a)、5(b)和5(c)所示。圖5中，()為車體的位移激勵(lì)；()為肱二頭肌單位面積上主動(dòng)收縮應(yīng)力，其值與外部所施加的電刺激信號(hào)以及神經(jīng)的敏感程度等因素有關(guān)。

圖5 不同體位肌肉受力簡(jiǎn)圖

本文采用低頻直流電作為電刺激信號(hào)，忽略電刺激后體內(nèi)的具體信號(hào)轉(zhuǎn)換和傳導(dǎo)過程，考慮到肌肉在電刺激時(shí)處于緊張狀態(tài)，施加10 kPa預(yù)應(yīng)力，采用文獻(xiàn)[10]的簡(jiǎn)諧激勵(lì)形式，()=10+5sin(2.5π)施加給肱二頭肌。

肌肉采用雙參數(shù)Mooney-Rivlin不可壓縮超彈性模型，此模型能很好地描述應(yīng)變小于150% 的材料力學(xué)性能[11]。該模型的本構(gòu)關(guān)系為

肌肉的具體力學(xué)參數(shù)[12-13]如表2所示。

表2 肌肉力學(xué)參數(shù)

2.2 肌肉靜止、運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下COMSOL建模

考慮到結(jié)構(gòu)及荷載的對(duì)稱性，在靜止?fàn)顟B(tài)和直立體位下，取1/4肌肉進(jìn)行仿真。COMSOL模型如圖6所示。靜止?fàn)顟B(tài)和直立體位如圖6(a)所示。在A端施加電刺激產(chǎn)生的主動(dòng)收縮應(yīng)力()，在B和C面上施加滾軸支撐。對(duì)于D端，計(jì)算靜止?fàn)顟B(tài)時(shí)，設(shè)為固定約束；計(jì)算直立體位時(shí)，施加車體位移激勵(lì)。

平躺體位下，如圖6(b)所示，肌肉受力關(guān)于C面對(duì)稱，取肌肉的1/2進(jìn)行計(jì)算。在A端施加主動(dòng)收縮應(yīng)力()，在D端和C面添加滾軸支撐；肌肉下表面，即B面施加車體位移激勵(lì)。

圖6 肌肉受力模型

3 肌肉振動(dòng)響應(yīng)分析

利用COMSOL有限元分析軟件對(duì)肌肉振動(dòng)進(jìn)行數(shù)值模擬計(jì)算，并將計(jì)算出的響應(yīng)數(shù)據(jù)導(dǎo)入MATLAB中進(jìn)行繪圖處理。

3.1 不同車速和體位下的位移分析

不同車速、不同體位時(shí)，肌肉在車橋耦合振動(dòng)以及電刺激雙重激勵(lì)下A端相對(duì)于D端的位移時(shí)程曲線，如圖7所示。圖7(a)是車速在300 km·h-1下的位移時(shí)程曲線。為了能清晰地顯示，其余兩車速只繪制1～1.5 s的響應(yīng)。圖7(b)和7(c)分別為200 km·h-1和100 km·h-1下位移時(shí)程曲線。

圖7 不同體位下肌肉相對(duì)位移

對(duì)比圖7(a)、7(b)和7(c)可知，處于平躺體位時(shí)，列車振動(dòng)對(duì)肌肉變形的影響不大，只是振幅略有減小，這是因?yàn)檐圀w振動(dòng)使肌肉的下表面受到荷載。由于此材料的不可壓縮性，泊松比較大，在A端會(huì)產(chǎn)生鼓出的趨勢(shì)，能抵消一部分壓縮變形。因此，平躺體位下肌肉的振幅略小于靜止?fàn)顟B(tài)。

肌肉處于直立體位時(shí)，列車振動(dòng)對(duì)電刺激下的肌肉變形影響較大。隨著車速逐漸提高，肌肉整體變形量也隨之減小，車速為300 km·h-1時(shí)，相對(duì)靜止?fàn)顟B(tài)減小了59% 左右。其原因可能是肌肉的超彈性，引起了非線性振動(dòng)特征，其響應(yīng)不服從線性疊加原理。

3.2 響應(yīng)頻譜分析

對(duì)不同體位的肌肉相對(duì)位移時(shí)程響應(yīng)，進(jìn)行快速傅里葉變換。圖8(a)、8(b)和8(c)分別為300、200 km·h-1和100 km·h-1車速下的肌肉相對(duì)位移頻譜曲線。不同體位高頻振動(dòng)響應(yīng)相對(duì)于靜止?fàn)顟B(tài)的增長率，如表3所示。

圖8 相對(duì)位移頻譜曲線

表3 高頻段振動(dòng)-頻率響應(yīng)相對(duì)于靜止?fàn)顟B(tài)的增長率

綜合分析圖8和表3，結(jié)果顯示，車速不同，兩個(gè)體位和靜止?fàn)顟B(tài)在低頻附近的位移響應(yīng)均較大；在中低頻附近，平躺和靜止?fàn)顟B(tài)的響應(yīng)明顯大于直立體位，隨車速降低，直立體位響應(yīng)相應(yīng)減小。這是由于車體在肌肉端面施加荷載后，該力對(duì)肌肉產(chǎn)生了套箍效應(yīng)。使肌肉沿振動(dòng)方向的剛度輕微提高，從而加快了肌肉的振動(dòng)。從頻譜分析結(jié)果同樣可以看出，平躺體位更接近于靜止?fàn)顟B(tài)的治療感受。

3.3 1/2截面平均應(yīng)力分析

對(duì)肌肉1/2截面進(jìn)行應(yīng)力分析，如圖9所示。圖9(a)、9(b)和9(c)分別對(duì)應(yīng)車速300、200 km·h-1和100 km·h-1。

圖9 不同體位下肌肉1/2截面平均應(yīng)力

對(duì)比圖9(a)、9(b)和9(c)可知，直立體位下平均應(yīng)力波動(dòng)幅度隨車速的降低而減??；平躺體位受車速變化的影響不大，始終與靜止?fàn)顟B(tài)較為接近。

3.4 1/2截面應(yīng)力分布分析

對(duì)車速為200 km·h-1下的肌肉進(jìn)行1/2截面應(yīng)力分布分析，由圖9(b)可知，在1.8 s時(shí)肌肉1/2截面平均應(yīng)力均較大。所以，處理并提取該時(shí)刻不同體位肌肉1/2截面的應(yīng)力云圖進(jìn)行比較，如圖10所示。圖10(a)、10(b)和10(c)分別對(duì)應(yīng)靜止?fàn)顟B(tài)，直立體位和平躺體位。

對(duì)比圖10中不同體位的應(yīng)力分布云圖可見，直立體位下與靜止?fàn)顟B(tài)的應(yīng)力分布相類似，即中間大邊緣小，呈同心圓分布；平躺體位下與靜止?fàn)顟B(tài)有一定差距，沿施加車體位移激勵(lì)的方向上變化較小，而在垂直于該方向上則變化較大，總體呈水平層狀分布，并且越靠近外側(cè)變化越明顯。從應(yīng)力數(shù)值變化范圍方面分析：平躺體位下只有邊緣很小一部分超過了5.4×103Pa，與靜止?fàn)顟B(tài)相接近；直立體位則全部在6.3×103Pa以上，與靜止?fàn)顟B(tài)相差較大。

圖10 不同體位下肌肉1/2截面應(yīng)力云圖

4 結(jié)論

(1) 在車橋耦合振動(dòng)下進(jìn)行電刺激治療時(shí)，不同體位對(duì)肌肉振動(dòng)的響應(yīng)影響有區(qū)別。

(2) 肌肉處于平躺體位時(shí)，相對(duì)位移響應(yīng)的頻率略高于靜止?fàn)顟B(tài)。因此，在平躺體位下進(jìn)行電刺激治療時(shí)，應(yīng)略微降低電刺激治療儀的電流輸出頻率。

(3) 直立體位下，肌肉的相對(duì)位移、頻率和應(yīng)力響應(yīng)，均隨車速的變化而變化。不容易達(dá)到與靜止?fàn)顟B(tài)相同的振動(dòng)效果。

綜上所述，旅客在旅途中進(jìn)行電刺激治療時(shí)應(yīng)盡量選擇平躺體位，以達(dá)到與靜止?fàn)顟B(tài)較為接近的振動(dòng)效果。

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Dynamic response analysis of direct current stimulating muscle under the train-bridge coupling vibration

YAN An-zhi, ZHANG Xun

(School of Civil Engineering, Henan Polytechnic University, Jiaozuo 454000, Henan, China)

Currently, electrical stimulation treatment is widely used. For sub-health people who travel frequently and want to receive electrical stimulation treatment during the journey, the treatment will inevitably be affected by train-bridge coupling vibration. It is not clear what kind of riding mode can achieve better therapeutic effect under this condition. Therefore, in this paper the COMSOL finite element analysis software is used to set up a coupling model between the three-span continuous girder bridge and the train with two degrees of freedom mobile system, and to calculate the train vibration response by using multi-body dynamics module and setting contact pairs to achieve the train-bridge coupling contact. And then, the response and the electrical stimulation signals are simultaneously applied to different positions of the muscle to get the corresponding results of displacement and stress. Comparative analysis shows that the muscles in the upright position is subject to greater train vibration, and the vibration should not be controlled; under the lying position, the vibration response is similar to that at rest, but the amplitude and period slightly decrease. The results provide a reference for choosing a reasonable posture to achieve a better therapeutic effect.

train-bridge coupling vibration; electrical stimulation treatment; posture; finite element analysis

R318.01

A

1000-3630(2019)-03-0317-06

10.16300/j.cnki.1000-3630.2019.03.014

2018-03-10;

2018-04-15

閆安志(1965－), 男, 河南新鄉(xiāng)人, 博士, 教授, 研究方向?yàn)榉蔷€性結(jié)構(gòu)振動(dòng)控制以及生物力學(xué)方面。

張迅, E-mail: zhangxun_gz@163.com