摘要
目的 为制定具有中国人体特征的汽车碰撞安全标准提供基础数据,探究载荷冲击下乘员肌肉主动力对头颈部运动学响应的影响。方法 基于中国人体征第50百分位男性志愿者CT图像,构建包含颈椎、肌肉、脂肪的颈部有限元模型,对该被动模型进行正面碰撞、侧面碰撞仿真的有效性验证,并对该模型添加梁单元模拟颈部肌肉的主动力。结果 所开发颈部模型包含143 793个单元,165 077个节点,且仿真实验数据与志愿者实验数据趋势一致,验证了模型的有效性。由激活态模型与被动态模型的仿真对比结果可知,激活态模型运动峰值低于被动态模型,在侧面碰撞中,激活态模型头部在冠状面的水平位移不能完全吻合志愿者实验通道。结论 肌肉主动力可以维持身体的姿势和稳定性。由于不同个体肌肉的生理横截面积等因素的不同,使得不同个体产生的激活曲线以及肌肉主动力也不尽相同。本研究开发的男性颈部有限元模型是依据我国最新的男性体征统计数据,解剖学结构详细,生物逼真度高,可用于中国人体征中等身材男性颈部损伤机制的研究。
关键词:
汽车碰撞安全
中国人体征
颈部损伤
生物力学模型
肌肉主动力
激活曲线
根据《中华人民共和国2022年国民经济和社会发展统计公报》,2022年我国汽车产量为2 718万辆,比2021年增长3.5% 。在交通事故发生时,行人头颈损伤占总损伤的29.2% 。颈部碰撞是指当车辆发生碰撞或急刹车时,乘员头部受到突然的加速度变化,导致颈部承受剧烈的载荷和应力。这种情况可能引发颈椎损伤、软组织挫伤等严重后果。因此,研究乘员头颈部在碰撞过程中的生物力学响应与损伤机制具有重要意义。
人体数值模型由于其可重复性高、较低的成本和良好的精确度,成为一种有效研究损伤生物力学的方法。随着计算机技术的发展,研究者开始将肌肉添加到颈部模型中。有的模型采用了离散的梁单元模拟颈部肌肉 ,但采用离散梁单元模拟的颈部肌肉存在无法复现颈部的几何形状,以及无法模拟碰撞时肌肉之间的摩擦等缺点。为了改进离散梁单元模拟颈部肌肉存在的不足,有研究采用实体单元模拟颈部肌肉 。在发生碰撞过程中,颈部脂肪能起到缓冲吸能的效果 。然而,目前研究开发的男性颈部有限元模型少有建立颈部脂肪。对有限元模型的构建多采用四面体与六面体进行建模。例如,有学者采用四面体建立了人体相关组织的有限元模型 。相比于四面体网格,六面体网格可以减少模拟的计算量,并且具有更好的几何稳定性。因此,本文采用六面体单元对部分结构进行建模。
本文依据国人第50百分位男性志愿者CT图像,构建了符合中国人体特征第50百分位男性颈部有限元模型,对模型的椎间盘、小关节、肌肉、韧带和肌腱进行细化的建模,并采用投影肌肉外表面的壳单元到志愿者皮肤几何的方式重构颈部脂肪。为了探究低速碰撞下人体主动肌肉所发挥的作用,对所建颈部数值模型添加梁单元模拟颈部主动力。结果表明,由于不同个体肌肉的横截面积不同,导致激活曲线与最大收缩力的不同,进而颈部产生的力不同,最终在低速碰撞时头部的运动学响应也不相同。
依据中国标准化研究院最新测量统计数据 ,选取第50百分位男性志愿者。志愿者年龄43岁,身高173 cm,体质量71 kg,无颈部疼痛或上肢神经症状,经过影像学检查排除了颈部畸形可能性。
依据天津科技大学现代汽车安全技术国际联合研究中心开发的构建人体有限元模型流程,首先将志愿者颈部CT图像的DICOM格式导入Mimics 20.0中,采用阈值分割方式分别提取颈椎C1～7、颈部肌肉,得到初步的颈部点云模型,并以STL格式导入Geomagic 12.0中进行除噪、删除丁状物等光滑平顺处理,完成曲面片划分及生成NURBS曲面等工作,得到精准的颈部几何模型(见 图1 )。
利用ANSA 21.0.1软件进行手工网格划分。由于颈椎结构的复杂性,以及各椎体之间的连续性,在建模时主要按照雅可比(Jacobian≥0.3)、翘曲度(Warpage≤50°)、长宽比(Aspect≤8)、扭曲度(Skew≤60°)进行网格的检查与优化。
采用六面体单元模拟松质骨,在体单元外表面生成一层壳模拟密质骨。颈部的软组织包括椎间盘、韧带、肌肉、小关节、脂肪及皮肤。椎间盘模型包括髓核、纤维环和终板。髓核及纤维环采用实体单元模拟,在椎体的上下表面生成一层壳单元模拟终板。所建立的韧带包括前纵韧带、后纵韧带、黄韧带、横突间韧带、棘间韧带和棘上韧带,韧带均采用壳单元模拟。肌肉模型涵盖了颈部主要肌肉,肌肉均采用六面体单元模拟。肌肉通过肌腱连接到骨骼上,肌腱两端为索状或膜状致密结缔组织。利用壳单元及体单元模拟肌腱,为防止肌腱连接到骨骼上产生应力集中,在椎骨上肌腱与椎骨连接附近生成一层壳,把新生成的壳单元设置为肌腱的属性。小关节包括椎体之间的关节囊韧带及关节软骨,在椎体上下关节面各生成一层壳单元模拟关节软骨,厚度为2 mm,采用壳单元模拟关节囊。对于脂肪的建模,将肌肉划分完网格后,以肌肉接近皮肤的一侧为基准面向皮肤的几何模型上投影形成脂肪。构建完脂肪后在脂肪的外表面生成一层壳单元模拟皮肤,设置皮肤厚度为1 mm。局部颈椎、椎间盘、韧带、肌肉、小关节、脂肪、上颈椎与枕骨、肌肉与椎骨连接(见 图2 )。
图2 中国人体征第50百分位男性颈部组织局部有限元模型
经过颈椎与颈部肌肉的整合及网格质量检查,得到第50百分位男性颈部有限元模型。该模型共包含143 793个单元,165 077个节点,其中壳单元数为65 300,实体单元数为78 493。构建完颈部模型后,通过构建上颈部韧带将颈椎与头部模型的枕骨进行连接,并且按照解剖学中肌肉起止点的位置,将肌肉与已开发的头部模型进行连接,完成头颈模型的连接。整个头颈模型共包含207 115个单元,165 264个节点,其中壳单元数为81 824,实体单元数为125 290。
本研究中,各组织材料参数主要根据国外已开展的大量的组织材料实验及已有的人体生物力学模型相关的文献中所选取 [11-14] 。其中,密质骨与松质骨、纤维环、终板、韧带、皮肤与肌腱采用线弹性材料,关节软骨采用弹塑性材料,颈部各组织的材料属性如 表1 所示。颈部肌肉材料采用Ogden模型模拟,其中密度为1.06 g/cm 3 ;弹性响应 μ [
{
"name": "text",
"data": "i"
}
] =13.3 kPa, α [
{
"name": "text",
"data": "i"
}
] =14.5;黏性响应 G [
{
"name": "text",
"data": "i"
}
] =522、211、375、290、80 kPa, β [
{
"name": "text",
"data": "i"
}
] =1 020、400、65、30、0.1 s -1 。
所用头部模型为天津科技大学现代汽车安全技术国际联合研究中心基于同一志愿者CT数据开发的头部模型,仿真计算在LS-DYNA有限元分析软件中完成。对所开发的被动态第50百分位中国人体征男性颈部模型进行了重构头颈模型侧面碰撞、正面碰撞的仿真验证。
仿真在头颈部模型下面建立圆柱形底座,以固定模型下端的肌肉、椎骨、脂肪。对底座赋予椎骨材料以模拟人体胸部,使用刚性单元将模型下端连接到底座上表面[见 图3 (a)],头颈模型处于1 g 重力场中。在颈部运动时,关节腔内的滑液可以减轻关节软骨之间的摩擦,故对整个关节面的接触使用面面接触(surface to surface)方式。为了提高计算效率,对肌肉之间以及肌肉与脂肪之间使用自接触(single surface)的接触方式。对于侧面碰撞,只允许T1胸椎及肌肉下端在冠状面和横断面内平动,对底座下端施加Ewing等 招募志愿者进行侧面碰撞实验所得T1胸椎的速度-时间( v - t )曲线[见 图3 (b)],输出头部质心转动角度和头部在冠状面水平位移。对于正面碰撞实验,只允许T1胸椎及肌肉下端在横断面和矢状面平动,冠状面转动,对底座下端施加Arbogast等 测得志愿者T1胸椎质心处的竖直位移和水平位移( S [
{
"name": "text",
"data": "z"
}
] 、 S [
{
"name": "text",
"data": "x"
}
] )曲线[见 图3 (c)、(d)]和角位移曲线[见 图3 (e)],输出外耳道水平位移和鼻根水平位。将仿真结果与志愿者实验结果进行对比,验证模型的有效性。
仿真实验与志愿者侧面碰撞时头部运动学响应的对比结果表明,仿真实验结果均在志愿者通道内,且两者趋势一致,仿真实验中模型头部与志愿者实验中志愿者头部运动学响应吻合度较高[见 图4 (a)、(b)]。正面碰撞时外耳道水平位移、鼻根水平位移的仿真曲线和志愿者实验通道的对比结果表明,随着碰撞时间的增加,鼻根和外耳道的位移逐渐增加,达到位移的峰值时刻与志愿者实验结果一致[见 图4 (c)、(d)]。然而,在仿真时间278 ms后,鼻根的竖直位移超出了志愿者实验通道,而外耳道水平位移和鼻根水平位移超出通道的时间为290 ms。各仿真实验头部转动角度、头部冠状面水平位移、外耳道水平位移、鼻根水平位移与志愿者实验结果的相关度(Cora Score)分别为0.98、0.99、0.92、0.99。4个仿真实验指标结果与志愿者实验结果的相关性都大于0.9,所开发被动模型具有良好的有效性。
本文采用实体单元与梁单元共节点的方式构建人体颈部肌肉模型,在已构建的头颈部模型上添加梁单元[见 图5 (a)、(b)]。实体单元模拟颈部被动力,梁单元赋予Hill本构模型模拟骨骼肌的主动力。其中,肌肉在任意时刻产生的主动力表达式为:
F CE = A ( t )· F [
{
"name": "text",
"data": "l"
}
] ( l )· F [
{
"name": "text",
"data": "v"
}
] ( v )· F max
式中: A ( t )为肌肉激活程度曲线; F [
{
"name": "text",
"data": "l"
}
] ( l )为收缩力-长度曲线; F [
{
"name": "text",
"data": "v"
}
] ( v )收缩力-速度曲线; F max 为最大等长收缩力, F max =PCSA· σ max ,由等效生理横截面积(physiological cross-sectional area,PCSA)与最大输出力( σ max )决定。
即肌肉产生的主动力是由上述4个函数表达而成。建立主动肌肉模型所用激活曲线 见 图5 (c),长度曲线与速度曲线见 图5 (d),Hill模型的相关参数如 表2 所示。
对建立的激活态模型进行侧面、正面碰撞仿真分析,仿真设置和输出同2.1节验证模型时的方式,侧面碰撞与正面碰撞激活态模型与被动态模型仿真实验结果如 图6 所示。其中,被动态模型是将激活曲线调至零所得。
激活态各仿真实验头部转动角度、头部冠状面水平位移、外耳道水平位移、鼻根水平位移与志愿者实验结果的相关度(Cora score)分别为0.99、0.97、0.97、0.99。4个指标与志愿者实验结果相关性结果都大于0.9,表明激活态模型有良好的有效性。由侧面碰撞激活态与被动态模型的仿真结果可知,激活态模型的头部转动角度与头部在冠状面的水平位移均小于被动态模型;由正面碰撞激活态与被动态模型的仿真结果可知,激活态模型的位移曲线全都落在了志愿者实验通道内,激活态模型外耳道水平位移的峰值低于被动态模型,激活态模型鼻根水平位移峰值出现时刻晚于被动态模型。上述现象出现的原因是当乘员受到载荷冲击时,乘员大脑发出运动指令的电信号,引导肌肉产生能量,导致肌肉纤维的收缩,肌肉收缩产生力量和运动,使得乘员颈部运动以维持特定姿势。
从另一方面来看,对于头部冠状面水平位移,被动态模型开始响应时间为90 ms,激活态模型开始响应时间为110 ms,在110～140 ms区间,激活态模型偏离志愿者响应通道,推测出现这种现象的原因如下:① 本文采用了Panzer等 整理的激活曲线。激活曲线是描述肌肉收缩程度随时间变化的函数曲线,反映了肌肉在特定时刻的激活水平。而不同志愿者因其个体的肌纤维组织结构、肌腱分布、皮下脂肪层厚度、个体之间的肌纤维类型分布(快缩和慢缩肌纤维)、个体的肌肉力量和耐力水平以及神经控制差异等因素,会导致其在面对相同外界载荷时产生不同的肌电信号,故不同志愿者在相同工况下的激活曲线也不同。因为Panzer等 获取激活曲线的志愿者与Ewing等 志愿者并非相同,故本文所用激活曲线与Ewing等 志愿者实验中产生的激活曲线并不相同。而不精确的激活曲线的使用则会导致仿真得出的运动轨迹、力量输出、应力分布以及其他肌肉力学参数可能与实际情况有所不同。对同一肌肉而言,不同个体的生理横截面积不同 ,导致同一肌肉产生的最大等长收缩力不同,而最大等长收缩力是影响主动力的因素之一,故相同载荷冲击的情况下不同志愿者产生的主动力会存在一定差异。② 在载荷冲击下,屈肌的主要功能是弯曲关节,伸肌的主要功能是伸直关节,由于屈肌与伸肌运动形态的不同,故两者产生的激活曲线也不同;而本文只采取了一种激活曲线,也导致了仿真实验与志愿者实验通道不能完全吻合。
本文根据我国最新的男性体征统计数据,采集志愿者CT数据后开发了具有详细解剖学结构的中国第50百分位男性颈部有限元模型,并重构经典志愿者实验,对所开发模型进行侧面、正面碰撞仿真实验。仿真计算得到的各指标参数与志愿者实验结果吻合,表明本文所开发的带有脂肪的第50百分位男性颈部模型具有较高的生物仿真度。
主动肌肉可以维持身体的姿势和稳定性,在受到载荷冲击和进行活动时,主动肌肉通过调节张力来保持身体的平衡和稳定,围绕关节产生力量,从而保护关节并减少受伤的风险。在相同载荷冲击下,不同个体会产生不同的激活曲线以及不同的最大等长收缩力,进而产生的主动力会存在一定差异。
该模型将会用于全尺寸中国人体征第50百分位男性整人有限元模型的开发及应用中,亦可应用于虚拟测评中探究颈部损伤机制、得出适用于中国人体征的颈部损伤评价指标,在医学上可以为疾病治疗、医疗设备设计、手术规划和康复辅助等方面提供有效的支持和指导。
作者贡献声明： 贺丽娟负责论文撰写工作;王福洋、张欣玉负责有限元建模与仿真工作;李海岩、崔世海、吕文乐、阮世捷等负责论文指导、仿真指导等工作。
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