车辆碰撞中乘员骨盆力学响应特性的研究*

武和全，侯海彬，胡 林

（1.长沙理工大学，工程车辆轻量化与可靠性技术湖南省高校重点实验室，长沙 410004；2.韦恩州立大学生物工程中心，美国底特律 48201）

前言

汽车侧面碰撞是发生频繁、致死率和致伤率都较高的交通事故形式，世界上大约30%的严重交通事故都与侧面碰撞有关［1］。侧面碰撞影响乘员安全的主要因素是车身侧面结构、车门内饰系统的刚度、侧面约束系统和乘员座椅等［2］。为保证乘员在汽车侧面碰撞中的安全，汽车行业和研究学者对侧面碰撞进行了很多研究。例如程秀生［3］发现降低车门内侧与乘员接触之间的缓冲材料，同时尽可能增加厚度，可减小人体骨盆损伤。

骨盆在汽车侧面碰撞过程中会与变形的车门等内饰直接接触而损伤［4］，且骨盆也是腹部安全带的主要承载部位［5］，使其在侧面碰撞中处于十分恶劣的状况，是人体最脆弱的部位之一。不同年龄人体的骨盆在受到侧面冲击时的碰撞响应是不同的，这主要是由于不同年龄的骨盆矿物质含量和几何尺寸不同。对于儿童骨盆，由于其内在具有柔韧性，骨盆骨折相对较少［6－8］，但在侧向冲击下仍可能导致严重的骨折相关的出血。儿童与成人之间的骨盆冲击损伤机理存在很大的差异［9］。对于成年人，Swaid等人［10］的回顾性研究表明，骨盆最常见的损伤原因是机动车事故。成年人中度至重度骨盆骨折比例明显高于儿童，且骨盆骨折严重程度与内脏损伤的严重程度明显相关。对于老年人而言，骨盆骨折常发生于低能量的冲击中，如跌倒［11－12］，且与成人相比，老年人骨盆由于骨质疏松而变得更加脆弱。

大多数使用人体骨盆进行侧面冲击实验的研究主要关注成年人［13］和老年人（Beason等人［14］的研究所使用的骨盆平均年龄为69.8岁；Dakin等人［15］所使用的骨盆平均年龄为65.7岁；Guillemot等人［16］所使用的骨盆平均年龄为71.8岁）。在同类研究中，有关儿童骨盆力学特性的研究较少，如Ouyang等［17］。作为人体骨盆损伤的另一种研究方式，有限元分析主要用于评估骨盆在准静态或动态冲击下的响应。目前有些针对儿童的有限元模型研究，如Kim等［13］建立了10岁儿童骨盆模型，Mizuno等［18］建立了3岁儿童全身模型，但是利用有限元方法进行老年人体建模的相关研究较少。有关成年人与儿童之间或成年人与老年人之间的骨盆损伤有相关研究发表，其中较具代表性的是Song等人［19］的研究。其揭示了25～80岁人群中年龄与骨盆耐受性之间的关系，但未包含对儿童骨盆的研究。文献研究中未发现有学者利用有限元方法同时研究老年人、成年人和儿童骨盆之间的差异。

本文中首先开发了一个老年人体骨盆有限元模型，并利用Guillemot等人研究［16］中12项骨盆离体动态冲击实验数据对其进行了验证。随后利用几何测量方法和侧面冲击实验对比了3个具有年龄特征的骨盆在材料特性、生理特征、碰撞力学响应和损伤方面的差异性。

1 材料和方法

1.1 老年人体骨盆有限元模型建立

基于美国疾病预防与控制中心（CDC）的研究，70岁老年女性人体的平均测量学数据为：身高1.60 m，体质量73 kg。据此，与韦恩州立大学生物工程中心合作选取最相近的尸体样本（编号938，73岁，身高1.58 m，体质量62 kg）的骨盆CT断层扫描数据图像，如图1（a）所示，并使用医学Mimics 12.0（V 12.0，Materialise，Leuven，Belgium）软件完成对扫描切片的3D几何模型重建和渲染工作。

图1 人体骨盆解剖图

骨盆的主要部分包括松质骨、耻骨联合，使用Hypermesh 13.0（Altair Hyperworks，Troy，MI）与TrueGrid软件进行六面体网格划分。骨盆皮质骨和耻骨表面采用四边形壳单元进行网格划分，厚度为1.2～1.5 mm。而骶骨由于其多孔的复杂结构，采用四面体单元进行网格划分。所有的韧带均由梁单元进行模拟。利用节点平滑和边界投影方法来恢复边界表面并提高网格质量。最终建立的模型具有72 785个单元和25 621个节点，如图1（c）和图1（d）所示。网格质量检查显示雅可比大于0.3的单元比例超过99%，所有网格单元翘曲度小于5°且扭曲度小于60°。

骨盆材料模型来自于LS-DYNA材料库。根据韦恩州立大学生物工程中心的相关尸体力学实验数据和文献中的相关研究，皮质骨和松质骨假设为分段线性塑性材料模型，失效应变为0.3%［19］，更多材料详细参数见表1。

表1 老年人骨盆模型的材料特性

1.2 骨盆有限元模型验证

在建立骨盆有限元模型之后，利用Guillemot等人的研究［16］验证老年人骨盆模型受到冲击时的力学响应和损伤。在Guillemot研究中，对从新鲜尸体中提取的12个离体骨盆（年龄范围为62－81岁，平均年龄70岁）进行了初速度为4 m／s的动态碰撞实验。这些骨盆的左侧被置于金属盒中固定，右侧装有与股骨头大转子近似大小的金属球，以模拟人体股骨头与髋臼的接触。利用质量为3.68 kg的冲击块从跌落实验台沿导轨滑落对股骨右侧进行冲击。

本文中建立了与尸体实验相同的边界条件来模拟其冲击过程，并验证此老年人体模型，如图2所示。对骨盆模型左髂骨外缘部位的节点进行自由度限制。冲击块用刚性材料模拟，质量3.68 kg，冲击块前包裹一层11 mm厚的衬垫以防止金属球与冲击块发生直接接触。衬垫在模型验证中用六面体实体单元建模，材料采用简化橡胶／泡沫（181号材料），密度 1 100 kg／m3，线性体积模量 1.5 GPa。利用非线性显示动态求解器LS-DYNA（LSTC，Livermore，CA）进行求解并记录冲击块所受反力和位移量，与尸体实验数据对比。

1.3 不同骨盆差异性研究

图2 骨盆侧面冲击验证实验装置

在模型验证后，利用其他两种人体骨盆模型来研究不同年龄段骨盆在受到侧面冲击后的力学响应和损伤。其一是CHARM－10（协调人类高级研究模型－10岁），由Shen等［23］开发和验证，用于模拟10岁左右儿童。其骨盆模型由Kim等人［13］进行验证和优化。其二是GHBMC M50（全球人体模型联盟，版本4.1，50百分位，质量78.6 kg，身高175 cm），用以模拟26岁左右中年人体，并由 Untaroiu等［24］和Nicholas等［25］验证。

该对比实验由两部分组成：首先，比较了CHARM－10、GHBMC和老年骨盆模型之间的生理几何和材料特性差异，参考Vaz等人研究［26］，测量了骨盆模型矢状面的骶骨倾斜角（SS）、骨盆倾斜角（PT）和骨盆迎角（PI），如图 3（a）所示，同时利用LS-Prepost（版本4.2，LSTC，Livermore，CA）统计了质量、体积、长度、宽度、高度和耻骨角 θ，如图3（b）所示；其次，利用3种骨盆模型进行了共36组侧面冲击实验以研究不同年龄段骨盆的力学响应和损伤，冲击速度设置为4～15 m／s，对于儿童骨盆模型，安放在髋臼处用于模拟股骨转子的金属球几何尺寸为其他模型中相应尺寸的0.7倍，以匹配儿童骨盆的髋臼尺寸。

图3 骨盆生理特征测量数据

2 结果

2.1 骨盆离体实验验证

骨盆模型验证实验中受力峰值及相应的位移量如图4所示，力随时间的变化曲线如图5所示。由于在模拟实验中没有发生骨折，受力峰值5.5 kN和最大位移量4.64 mm与尸体实验中没有发生骨折的吻合度较高。通过对骨盆在整个碰撞过程中的Von Mises应力分析可以发现潜在的骨折高风险位置，如图6所示。由于骨盆右侧受到冲击，高应力区域主要集中于右侧髂骨和耻骨支，与尸体实验结果一致。

图4 骨盆最大位移量随峰值力的变化曲线

2.2 不同骨盆差异性研究

图5 骨盆受力随时间的变化曲线

图6 骨盆侧撞实验中Von Mises应力分布图

测量3种年龄相关的骨盆模型生理几何差异，结果如表2所示。老年骨盆模型与中年骨盆模型的几何尺寸差别不大，但两者都与儿童模型有较大差别。具体来讲，儿童模型的长度、宽度和高度分别约为中年人体骨盆的70%、65%和85%。而矢状面测量参数（SS，PT和PI）彼此相近。由于这3个模型的几何数据是根据一般统计学规律确定的，即骨盆建模中几何参数是相应年龄段骨盆测量统计值的均值，因此这些骨盆模型能够很好地反映出这3个年龄段人体的解剖学差异。

儿童骨盆模型和中年骨盆模型的材料特性如表3所示。尽管在老年人骨盆模型中皮质骨的弹性模量相对较大，但其皮质骨的厚度和骶骨的弹性模量最小，能够模拟人体骨骼强度随年龄增长而减小的规律。与表1相比，不同年龄骨盆模型使用不同的材料特性，但在比较中未发现显著的规律，因为有许多因素如几何尺寸和结构能够影响骨骼强度和力学响应。因此，单方面比较骨骼材料的性质以确定其结构强度是不合理的。

表2 不同年龄骨盆模型中的生理测量数据

表3 儿童骨盆和中年人体骨盆模型材料特性

对3个不同年龄骨盆模型进行了速度为4～15 m／s的侧向冲击实验，收集到5项随冲击速度变化的响应如表4所示。由于不同年龄骨盆有不同的生理几何、材料特性和耐受度差异，即使在同一冲击能量下，各骨盆的冲击响应也有差异。

老年人体骨盆模型对受力有较强的响应，其次是儿童模型，而GHBMC M50模型则表现更“柔软”，如图7（a）所示。当冲击速度小于7或大于14 m／s时，3个模型的峰值力Fmax差异很小。受力最大时的位移量Dforce随速度变化的趋势如图7（b）所示，老年人体骨盆模型在受力最大时的位移量也最大，而相对来说随着碰撞速度的增加，儿童骨盆模型在受力最大时对应的位移量却趋于不变。最大位移量Dmax随速度变化的趋势如图7（c）所示。相比于儿童和老年骨盆模型，中年人体骨盆模型始终对最大位移量有最强的响应，其次是儿童模型。儿童和老年模型在6 m／s时已经出现骨折，青年人体骨盆模型则表现更加“强硬”，在7 m／s才出现骨折。

利用指数拟合法和线性拟合法分别对骨盆侧碰实验中随碰撞能量变化的峰值力和Dmax响应进行拟合分析，如图8所示。结果表明，当碰撞能量从30增加到223 J时，不同年龄骨盆模型之间峰值力差异越来越大，而当碰撞能量从223增加到471 J时，峰值力之间差异越来越小。而3种骨盆模型最大位移量之间的差异不断增大。此外，当碰撞能量低于220 J时，老年人体骨盆模型的峰值力随冲击能量变化曲线斜率最大，说明老年骨盆模型的峰值力响应对冲击能量最为敏感。同理，中年骨盆模型的最大位移量响应对冲击能量最为敏感。

表4 3种不同年龄段人体骨盆模型在不同速度下的侧面碰撞响应

图7 3种骨盆模型随冲击速度变化的碰撞响应

图8 不同年龄段骨盆侧撞实验响应拟合分析

尽管不同年龄骨盆的几何数据和材料属性不同，但从对3种模型峰值力和最大位移量的高精度拟合结果分析可以得出，不同年龄段人体骨盆的峰值力随冲击能量呈指数增加，而最大位移量随冲击能量呈线性增加，如表5所示。

在骨盆侧撞实验中对骨盆进行了应力云图分析，结果显示骨盆侧撞中最脆弱和易骨折的部位是耻骨支、骶髂关节和髋臼处。图9为冲击速度是12 m／s时3种骨盆模型的Von Mises应力分布展示，深色区域代表高应力分布位置，而对比Alton和Gee所报告的骨盆在受到侧面碰撞时的常见损伤分类［28］，发现老年骨盆有限元模型在预测侧撞损伤时与真实人体骨盆骨折类型有较高的相似度。

表5 峰值力和最大位移量随冲击能量变化的拟合结果

图9 3种骨盆模型在冲击速度为12 m／s时的Von Mises应力分布

3 讨论

建立了一个70岁左右的老年人体骨盆模型，并利用骨盆离体侧向碰撞实验对其进行了验证。在验证实验中，相比于发生骨折的尸体实验样本，该模型的碰撞响应更强烈，但能较好模拟未发生骨折的实验样本的力学响应。同时，该模型侧面碰撞中受力—时间曲线与尸体实验的趋势一致，证明该模型的有效性。但是需要更多工况下的验证性实验才能合理评估该模型对老年人体骨盆的模拟程度。

目前有些研究已揭示年龄和力学响应之间的关系，这有助于认识不同年龄段骨盆的损伤机理，但很少有研究指出不同年龄段人体骨盆之间的系统性差异，也就不便于开展系统性的人体模型建立和优化工作。因此，本文着重研究了不同年龄骨盆之间的生理特征、动态力学响应和侧撞时的损伤情况，以比较儿童、中年人与老年人之间的骨盆差异性。研究发现，中年人与老年人骨盆生理几何特征并无太大差异，这与同行有关人体骨骼的研究结论非常吻合，即成年后人体骨骼的几何形状变化不大。作为影响骨盆力学特性的重要参数之一，儿童、中年人和老年人骨盆模型的皮质骨厚度设定为 1.6、1.58和1.2 mm，充分体现了年龄对皮质骨厚度的影响。

对于不同速度下的侧面碰撞实验，老年人体骨盆模型有最大的峰值力和受力最大时对应的位移Dforce响应：而中年骨盆模型有最大的碰撞位移响应。值得注意的是，所有模型均预测出碰撞受力峰值随碰撞能量呈指数增长趋势，且最大碰撞位移量随碰撞能量呈线性增长的趋势。在碰撞过程中，当模型单元的应力超过失效应力时会因为失效而被删除，因此可以通过单元是否连续来判断骨折是否出现。实验结果显示，骨盆在受到侧撞时最为脆弱的部位是耻骨支、骶髂关节和髋臼处。然而，这些模型在骨折预测中也存在一些差异，例如老年骨盆模型预测出髂骨中部出现高应力分布，异于其它模型，这主要是因为老年人骨盆模型髂骨的皮质骨厚度低于其它模型，但此损伤形式与文献［28］中所报告的人体骨盆在侧面碰撞时的常见骨折类型有较高的匹配度。

本文中虽比较了不同年龄段骨盆的差异性，但其局限性在于，由于样本的限制，未能定量研究力学响应与年龄之间的关系。此外，该老年骨盆模型还需进行更系统的验证，以优化该模型，提升模拟精确程度。

4 结论

所建立的老年骨盆模型可以很好地模拟老年人体骨盆在受到侧向冲击时的响应。老年骨盆模型与中年骨盆模型有相近的生理几何特征，但与儿童骨盆有较大差异。在侧面碰撞实验中，当碰撞速度为4～15 m／s时，与中年和儿童骨盆模型相比，老年骨盆模型对碰撞峰值力和骨盆在受力最大时的位移量Dforce响应最大，但是对碰撞中最大位移量Dmax响应最小。儿童、中年和老年骨盆模型在侧面碰撞中受力峰值和最大位移量随碰撞能量分别呈指数增长和线性增长趋势。骨盆最易发生骨折损伤的部位为耻骨支、骶髂关节和髋臼。

致谢

美国韦恩州立大学生物工程中心的研究人员在模拟方面提供帮助和支持，特此感谢！