基于正面碰撞实验的胸部损伤有限元分析1)

肖 森杨济匡肖 志Jef fR.Crandall

∗(湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙410082)

†(弗吉尼亚大学应用生物力学研究中心，美国夏洛茨维尔22911)

∗∗(查尔摩斯理工大学应用力学系，瑞典哥德堡SE-412 96)

基于正面碰撞实验的胸部损伤有限元分析1)

肖 森∗,†杨济匡∗,∗∗,2)肖 志∗Jef fR.Crandall†

∗(湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙410082)

†(弗吉尼亚大学应用生物力学研究中心，美国夏洛茨维尔22911)

∗∗(查尔摩斯理工大学应用力学系，瑞典哥德堡SE-412 96)

安全带的逐步使用极大地提高了车内乘员的安全性，但最近的交通事故研究表明，在正面碰撞工况下，乘员胸部损伤的防护效率还需要进一步提升.利用已验证生物逼真度的人体有限元模型和PMHS(post mortem human subjects)实验结果，建立配有安全带的乘员有限元分析模型,研究在不同碰撞工况下安全带定位设计参数对胸部变形量和肋骨应力应变响应等损伤相关物理参数的影响，并提出在安全设计中为改进防护效率，有效减少胸部损伤风险的一种虚拟试验方法.参考PMHS实验，基于全球人体有限元模型建立了一个基准佩带有限元人体模型，结合实验中测试的运动学响应、安全带的拉伸力和胸部变形量指标验证其生物逼真度.通过参数分析研究正面碰撞中安全带高度位置、安全带角度和碰撞速度对乘员胸部损伤的影响.结果表明胸廓应力应变分布及胸部变形量对安全带的高度位置更加敏感，基于安全带设计参数变化预测的胸部变形量宏观指标和应力应变的微观指标的变化趋势一致.对乘员安全带相关的胸部损伤研究提供虚拟设计分析方法，相关胸部损伤机理的研究结果可为今后约束系统的优化设计提供参考.

安全带，胸部变形量，人体有限元模型，正面碰撞，应力/应变分布

引言

美国高速公路管理局 (NHTSA)根据 1960年到2012年事故统计数据指出汽车乘员约束系统的应用挽救了 613501个人的生命[1].其中乘员安全带系统在减少乘员致命损伤方面起到了重要的作用[2].然而，交通伤流行病学和损伤部位统计显示，正面碰撞中，安全带给乘员带来的胸部损伤也是主要损伤之一[3]，是美国老年乘员的主要致死和致伤原因[4-5].因此为了在保护乘员生命的同时进一步提高胸部防护效率，减少胸部损伤风险，特别是针对老年乘客[6],需要采用试验和仿真双重方法研究胸部的损伤机理[7-9].

胸部碰撞实验已被广泛应用在胸部损伤研究中[4,9-11].Murakami等[12]利用胸部最大变形量作为损伤指标，衡量安全带位置的变化和软组织材料的选择对于胸部的影响.Kent等[4-5]研究正面碰撞过程中，不同载荷类型对于胸部的损伤存在差异.Shaw等[13]进行了8个尸体(post mortem human subjects, PMHS)全尺寸碰撞实验.Kemper等[11]利用PMHS实验研究在动态安全带载荷作用下胸部生物力学响应.这些实验为正碰撞条件下的乘员损伤研究提供了重要的参考数据，同时为生物力学有限元模型的验证提供了依据[14].

与PMHS实验相比，利用计算机仿真方法能够快速、准确地反应和再现实验结果[15].随着高性能计算机的发展以及软件算法的快速更新,基于计算机辅助设计的有限元仿真方法在乘员安全研究中发挥了越来越明显的作用.Poulard等[16]分析了因为脊柱位置或形态的不同造成的胸部损伤的差异.王方等[17-18]开展了基于不同条件下各种肋骨骨折损伤准则适用范围的研究和在冲击载荷条件下的胸腔局部应力应变响应及损伤的研究.胡远志等[19]研究了乘员两侧各部位在碰撞中的损伤,发现胸部损伤在各种损伤当中最为严重.但是目前仍然欠缺基于全尺寸人体有限元模型的碰撞研究.

实验中用来评价胸部损伤的主要指标是最大胸部变形量,因为它能在一定程度上反映胸腔内部器官的生存空间和胸廓的损伤风险,这个指标已经被新车评价标准(NCAP)采用.但是这个指标一般是利用机械假人得到的宏观物理量，且测量位置单一，不能有效全面地反映冲击载荷作用下损伤与人体组织应力应变响应的内在联系.而有限元仿真方法可以通过精确的应力应变响应分析人体组织的损伤机理.以前的实验研究[13]结果表明，很难找到包括胸部变形量在内的损伤指标与骨骼机械特性之间的联系.但是，安全带的位置对于胸部损伤具有一定的影响,而实验条件下，撞击姿态、安全带位置等许多指标对生物力学特性的影响都是未知的，因此研究这些指标对于胸部损伤的影响非常有必要，对碰撞过程中胸廓，特别是肋骨的应力/应变的变化研究能够为损伤机理的判断和正碰撞防护方法的改进提供参考.

基于乘员正面碰撞台车实验环境，采用全尺寸人体有限元模型和PMHS实验相结合分析正面碰撞中乘员胸部损伤指标的影响因素,通过对比分析乘员运动响应轨迹、测试的安全带拉伸力和四测量点胸部变形量，进一步验证了有限元模型的有效性.采用有限元模型研究了乘员在不同碰撞速度工况下安全带定位设计参数对四测量点胸部变形量和胸廓部位的肋骨应力应变响应等损伤相关物理参数的影响.

1 方法和材料

本研究采用GHBMC-V4.2(Global Human Body Models Consortium Version 4.2)人体有限元模型模拟法规状态的正面碰撞实验(FMVSS 208).目的是分析乘员的动态响应历程及损伤参数，比较仿真分析与实验测试结果的差异，从而验证有限元模型的生物逼真度,进而分析有限元模型预测的胸部损伤对安全带位置的敏感度.

1.1 正面碰撞台车实验

全尺寸的台车正面碰撞实验是基于8个身材和体型接近50百分位的男性PMHS实验对象展开的.此台车实验用来模拟法规实验中的完全正面碰撞.首先将实验对象放置在一个水平的刚性座椅上.进而调整实验对象的姿态.同时，施加一系列的约束来保持实验对象的姿态.这些约束包括：支撑线约束，膝部支撑，脚部支撑，背部支撑.实验对象的姿态是基于标准驾驶员姿态经过调整得到的[20].

实验速度是40km/h，为了达到这个碰撞速度使用的是14g的减速度波形(图1(a)).实验中用到的约束系统为常规安全带，测量所得到的力是利用测力单元在对应的接触面获得.

整个实验有18台分布在不同位置的高速摄像设备进行画面采集.同时通过VICONTM运动捕捉系统(Oxford Metrics Limited)记录并计算关键研究位置的运动学的标志点(图1(b)).这些标志点通过刚性螺栓连接在骨骼上，而部分测量定位点则布置在皮肤上.关键的标志点运动包括头、第1胸椎(T1)、第8胸椎(T8)、第2腰椎(L2)、第4腰椎(L4)、骨盆、左右肩部等8个部位(图1)在6个自由度方向上的相对于台车的运动.

图1 载荷条件(a)，包含标志点信息的实验侧视图(b)和包含定位角度信息的有限元模型侧视图(c)Fig.1 Impact pulse(a),side view of the reference frontal experiment with marks(b)and FE model with reference position angles(c)

台车实验中，胸部变形量的测量位置有4个(左上UL，右上UR，左下LL，右下LR).4个测量点中的胸腔上部2个测量点分别布置在第4肋骨距离胸骨中心线大约40mm的位置，其中左上测量点几乎和心脏位置重叠.胸腔下部2个测量点分布在左右第8肋骨的左右距离胸骨中心线大概80mm的地方.所有的这些测量点的胸部变形量都是基于布置在第8胸椎的局部坐标系在整体运动方向测量得到的.详见图2.

图2 胸腔测量点与安全带相对关系(左上UL，右上UR，左下LL，右下LR)Fig.2 Relative position between chest measuring point and seatbelt (upper left(UL)，upper right(UR)，lower left(LL)，lower right(LR))

这个系列的实验结果已经以最大胸部变形[13]、脊椎运动学[21]、约束力[22]和三维运动模拟[23]的形式发表.

1.2 乘员有限元模型

GHBMC人体有限元模型是基于大量的生物材料实验和志愿者数据由部分欧美主流汽车厂商和生物力学研究机构共同合作开发.

现阶段已经成熟的公开模型是50百分位坐姿状态男性有限元详细模型.这个详细模型包含2197853个各类单元与1259333个节点.其默认姿态为是标准驾驶员姿态.

在这项研究中主要涉及的接触模型包含安全带与人体之间的自动面面滑动接触、内部脏器之间的自动单面或者内部(interior)接触、软组织与骨骼之间的约束(tied)接触.为了仿真过程中安全带保持在初始的位置，仿真中人体和安全带之间设置为自动面面接触,接触摩擦系数为一个偏大的数值0.4.

本文乘员有限元模型的(图1(c))躯干部分由脊椎、肋骨、肋间软骨、胸骨、锁骨、肩胛骨、盆骨和内部脏器等组成.根据胸部的解剖学结构，胸部主要骨骼支撑结构的肋骨是由表面一层较薄而坚硬的皮质骨和内部的较柔软的髓质骨构成.考虑到模型的有限元结构，皮质骨由边长为3～5mm且积分点为3的壳单元模拟，而对于内部充盈的髓质骨结构则采用八节点六面体实体单元来模拟.这两种骨质的有限元模型之间通过共享节点的方式连接.内脏器官和软组织大多采用实体单元模拟.其中，中空器官(例如脾脏)的内部脏器液多采用实体单元模拟，个别器官采用壳单元组成的气囊模拟(例如胃).实体器官(例如肝脏)采用实体单元模拟.

GHBMC-V4.2版本的50th人体有限元模型已经经过整体模型在默认姿态下的生物逼真度验证[24]，同时该模型的胸部也已在部件和系统层级上具备良好的生物逼真度[25-28].在这些研究中，Park等[25-26]的实验验证了此模型生物力学特性，并在全尺寸乘员模型侧面碰撞条件下对模型进行改进以达到良好的运动学特性.本模型胸部网格划分的数据是依据临床核磁共振和CT扫描图片中的器官和骨骼外部几何尺寸得到的.根据相关文献，胸部模型涉及到的骨骼的皮质骨部分厚度设置如下：

(1)肋骨皮质层厚度根据骨骼位置进行缩放映射到肋骨表层约为0.7～1.2 mm[29,17].

(2)锁骨皮质层厚度设定为1.7mm[30-31].

(3)胸骨皮质层厚度设定为2mm[32].

模型的生物材料特性主要根据生物材料的力学实验得到的材料参数通过已有的本构模型来定义，胸腹部有限元模型软组织典型材料本构特性是以黏弹性材料和超弹性材料模型来描述.胸腔骨骼以弹塑性材料模型为主(表1)，而内脏器官和软组织则多为超弹性材料模型(表1).

对于胸部主要的内脏器官，心脏选用LS-DYNA专门的心脏组织材料(*MAT_HEART_TISSUE),其材料的应变能W公式为

表1 胸部骨骼和主要器官材料的基本参数Table 1 Material parameters of the bones and main organs in the chest

其中C,B1,B2,B3为心脏舒张材料系数,P为心脏肌肉组织压力,E为应变张量,Eij(i,j=1,2,3)为应变分量，J为变形梯度张量的雅可比式，肺选用 LS-DYNA专门的肺脏组织材料(*MAT_LUNG_TISSUE)，其材料的应变能公式为

其中K为体积模量；C,Δ,α,β,C1,C2为材料系数.

现阶段骨折的损伤研究方法主要是使用肋骨的弯曲实验开发的，主要包括应变方法、应力方法和应力应变结合方法等.生物力学有限元模型在模拟骨折的时候一般是利用单元消去法，即当某些单元的应力或者应变达到设定的数值，这些单元就会自动被有限元计算软件删除，留下的断裂可以模拟骨折状态.在本实验中未使用单元消去法.以前的研究表明，没有使用单元消去功能的模型也可以准确地预测运动学响应和胸部变形量指标[39-40].作为对照，考虑到参考数据的可信度与逼真程度，肋骨的默认失效设置为皮质骨的塑性应变0.018[41]，髓质骨的塑性应变0.13[5].

1.3 台车碰撞实验仿真模型

默认姿态的50th全球生物力学人体有限元模型在重力作用下安放在刚体座椅上.当座椅反力与人体有限元模型产生的重力达到平衡且稳定之后，有限元模型的目标角度定位在参考PMHS实验的平均角度.由重力产生的内部应力同时在整个有限元模型内自动计算并在后面的仿真中继承.由于测量和安装误差，本研究将角度误差设定为2°，即如果测量的定位安装角度与目标角度相差在2°以内，则认为这两个角度相同.当所有的定位安装角度(图1(c))达到预定目标之后，实验中其他的约束系统则逐步定位在相关预定位置.

安全带是由安装点(安全带锚点和D环)附近的安全带单元 (seatbelt element)和与有限元人体接触的壳单元 (shell element)混合组成的.安全带的建立由LS-PREPOSTTM的安全带工具(seatbelt fittin tool)完成.在基准模型的生物力学逼真度验证过程中,安全带路径参考的是8个PMHS实验中的Test 1380[13].因为此实验的安全带位置处于整组实验接近中间的位置.安全带的参数由生产厂家提供(伸长率6%～8%，最小抗拉强度26.7kN)，并在相应实验台上进行了加载和卸载测试(图3).

仿真在安全带和人体有限元模型脱离接触之后中止计算.期间，乘员运动学位置和相对于第8胸椎测量的胸部变形量在每一时间步中输出.

图3 安全带特性参数Fig.3 Property parameters of the seatbelt

1.4 仿真分析矩阵

本节开展人体有限元模型胸部损伤对安全带位置、安全带角度(图2)、撞击速度3个参数的敏感度分析，参数的上下限就是PMHS实验中对应参数的允许范围.本研究使用实验设计方法，基于生物逼真度验证后的基准模型开展了7组仿真研究(表2).其中前5个仿真使用中心设计方法(忽略4个极限状态)研究安全带的两个定位参数对胸部损伤的影响.为了研究碰撞速度对于变形量的影响，基于中心位置的仿真进行其他两个碰撞速度的对比仿真.所有的仿真工作用LS-DYNA MPP软件由工作集群系统并行计算实现.

表2 基于3个研究参数的胸部损伤实验设计矩阵Table 2 Chest injury DOE simulation matrix based on three study parameters

本研究中，安全带肩带路径主要由安全带位置和安全带角度两个参数确定,安全带的腹带的路径在所有的仿真分析中没有变化.为了研究碰撞速度对于胸部损伤的影响，用速度为40km/h的加速度曲线模拟比较严重的碰撞,速度为20km/h和30km/h的曲线分别用来模拟相对比较温和及中等强度的碰撞,它们由实验曲线(40km/h)通过比例变换得到.

后文中出现的某个特定的仿真与3个研究因素的对应关系通过仿真代码用字母和数字的组合表示.字母B代表安全带位置，字母E代表安全带角度.两个字母后面的数字代表位置和角度的水平值.最后括号内的数字代表碰撞速度.安全带位置的3个水平依次为安全带通过胸骨的位置,分别为胸骨上端、胸骨中间和胸骨下端.安全带角度的3个水平位依次为40°，50°和60°.例如B2E2(40)代表在实验速度为40km/h条件下，安全带位置为第二水平且安全带角度为第二水平的仿真.

2 结果

按照所述方法进行仿真验证之后，首先进行基准模型的生物逼真度验证，而后开展人体有限元模型对于安全带位置和碰撞速度造成的胸部损伤的影响分析.

2.1 模型验证

模型验证工作就是将基准模型安放好，调整到位后验证其生物逼真度.验证内容包括运动轨迹响应、4个测量位置的胸部变形量和安全带作用力.

(1)运动学响应验证就是把仿真中头和躯干的8个测量点的运动学状态与实验数据进行对比，主要选取的状态是前向运动和俯视状态下的转动(图4).图4中的粗实线为基准仿真模型得到的运动轨迹，8组细虚线为8个PMHS实验的数据，部分实验由于记录方法限制造成轨迹不完整.针对正向运动，基准模型对比的是头和躯干的测量点在3个移动自由度方向的运动与PMHS实验的对比(实验及仿真的方向定义参见图1(a)和图1(b)中的全局坐标系).基准模型在X方向的运动峰值比PMHS实验的运动峰值要小一些.同时，基准模型在Z方向的运动与参考实验符合的较好.特别是下部躯干(L4和骨盆)在垂直方向未与实验测试移动量一致，然而上部躯干(头部和T1)在这个方向上几乎移动相同的距离.俯视图(头部和双肩)比较显示在仿真中躯干的转动可以较好地匹配实验的反应，虽然上部躯干的旋转比实验数据稍小.与实验的值相比较，头和两肩的转动要明显地大于基准模型的转动，特别是对于两肩的转动(X-Z平面).但是大多数模拟运动学结果分别在8个PMHS实验的可接受容差范围内.

图4 基准有限元模型的运动轨迹验证Fig.4 Kinematics validation of baseline FE model

(2)4个测量位置的胸部峰值变形量来代表独立的4个位置的胸部压缩.PMHS实验中的4个位置峰值变形量的特点包括上半部的两个测量位置的胸部变形量数值比下半部2个测量位置要大.同时，右下侧的测量位置不是向内压缩而是向体外扩张，且数值上在4个测量点中总是最小的.基准模型多数的变形量结果都在PMHS实验容许范围之内.唯一的不同是LR测量点的变形量相比较于PMHS实验的变形量稍偏小(图5).其中图5中橙色点为基准仿真得到的数据，柱状图表示的是8组实验的测量数据.

图5 基准有限元模型胸部峰值变形量的验证(橙色点为仿真值)Fig.5 Chest deflectio validation of baseline FE model

(3)安全带作用力是碰撞中胸部承受的主要载荷.这个力主要产生的原因是安全带的拉伸产生的张力，而对胸部损伤产生影响的是肩带的安全带力.因此,肩部安全带力的验证工作是非常重要的.基准模型所模拟安全带作用力都在实验允许的响应通道范围之内(图6).图6所示的虚线为8组实验得到的安全带作用力在时间上的响应通道，实线表示的基准仿真模型所得到的安全带肩带在右上和左下两个测量位置的测力装置得到的张力.两者之间主要差异为多数实验只有一个明显的峰值和一个不明显的峰，而仿真有两个峰值，其中第一个峰值要比实验中稍小.

图6 基准有限元模型安全带力的验证Fig.6 Seatbelt force validation of baseline FE model

基准模型有着与参考实验类似的运动轨迹、安全带力和4测量点胸部变形量的响应，因此这个基准模型的生物力学逼真度得到了一定程度的验证，同时也说明此基准模型能在后续的研究中使用.

2.2 胸部峰值变形量

胸部峰值变形量可以从宏观上反应胸部的生存空间和损伤风险.而4个测量位置的变形量能够较全面地反应胸部损伤的风险.

所有仿真结果显示，胸部变形量在测量点的变化方向都与实验中测量点的变化方向一致，即UR，UL，LL三个测量点为向内压缩的变化趋势，同时LR测量点的变化趋势是向外扩展.在所有仿真中UL测量点一直是变形量最大的.LL的变形量值在大多是仿真中变化量最小(图7).

图7 研究参数对四测量点胸部峰值变形量结果的影响(+扩展，-压缩)Fig.7 Peak chest deflectio(+extension,-compression)sensitivity with study parameters

考虑到安全带位置，最明显的变化发生在UR测量点，变化值达到20mm(图7(a)).LL的胸部变形量变化达到10mm，这个最大变化发生在安全带位置从胸骨顶端到胸部中间位置的时候.当安全带位置从胸骨中间到胸骨底端的时候，仅有的明显变化发生在UL测量点，且变化量小于10mm.由于安全带角度变化引起的胸部变形量的变化，均小于10mm(图7(b)).值得注意的是所有变形量都随着碰撞速度的增加而增加(图7(c)).考虑到碰撞速度的影响，速度变化引起的胸部变形量变化比安全带造成的变化要明显很多.另外，胸廓左侧测量点的变形量比胸廓右边的变形量变化要明显，大约能达到20mm.

如果安全带高度位置发生变化，UR 和 LL的变形量会发生较大的变化，而这些变化大约在15～20mm.其中安全带在胸骨中部时这两个测量点的变形量大致相当于安全带在胸骨顶端位置的结果的两倍.当安全带位置从胸骨中部变化到胸骨底部时这两个测量点的变化非常轻微，即变化量小于8mm.同时，在UL的变形量在这个过程中会出现明显的减小过程，且在这一点上减少的量是原先变形的总量的大约三分之一.作为比较，这一点在胸骨顶端到胸骨中间变化过程没有明显变化.LR测量点变化方向不一致.这意味着，降低安全带高度位置过程中变形量是先下降后上升的状况，最后变形量会返回到接近于变形量初始值.同时一个明显的变化是身体的右侧部分比左侧部分对这些变化更敏感.与安全带角度的影响相比，安全带高度对胸部变形量的影响在4个测量点变化更为明显.统计学方差分析显示，p值小于0.05，可以表明，该变化是显而易见的.

在安全带角度与胸部变形量的研究中，在UR测定点的峰值变形量将随着安全带角度的增加而略有下降.同时在LR位置增加量几乎与UR增加量相同.同时在胸部左侧的另外两个的变化是可以忽略不计.安全带位置将影响可以由胸部变形量表示的胸腔的总刚度.因为安全带角度变化造成的压缩变化小于8mm.这个变化量与胸部的总深度相比较小，因此无法明显地影响胸腔的刚度.统计学方差分析显示，这些p值大于0.05，表明安全带角度变化引起的胸部变形量影响并不明显.

2.3 应力应变分析

应力和应变是最为广泛应用的评价胸部肋骨的损伤风险的准则.肋骨骨折是胸部损伤的主要形式，通常严重的胸部损伤都伴有肋骨骨折的发生.因此，胸廓整体的变形情况以及肋骨皮质层的应力应变分布情况最能反映胸部损伤的情况(一般认为皮质层出现裂纹或断裂，即是骨折).安全带变化时的应力应变分布能够从微观角度说明胸部损伤风险随安全带变化的情况.应变和应力分别是以变形和内力来表现载荷造成的反应，同时也是现在常使用的评价骨折损伤风险的指标.两者之间既有联系又有区别(图8).

图8 胸廓应力，应变分布示意(40km/h，@115ms)Fig.8 Schematic of the ribcage stress and strain distribution(40km/h，@115ms)

所有仿真的峰值应变发生在115ms附近，而且在这一时间附近胸廓的应变分布变化比较小.因此可以使用115ms的胸廓应变分布研究胸廓的损伤风险和分布.

当安全带位于最高位置时，整个胸腔并未发生明显的扭转，此时肋骨的应力和应变都比较小，且分布的区域也比较小.主要集中在两侧第一肋骨和左侧第8至第9肋骨.随着安全带位置降低，胸腔扭转逐步加大，胸骨与肋间软骨连接处变形非常明显，出现一个明显地沿着安全带路径的压缩凹陷.与此同时，应力和应变的最高值上升至比较高的量(表3).并且明显的高应力应变区域扩展至左侧第10肋骨和右侧第7至第10肋骨.整个过程中，胸廓应力和应变的变化趋势一致.

表3 随安全带变化的胸腔应力应变极值情况(40km/h,@115ms)Table 3 The peak value of ribcage strain and stress with the change of seatbelt parameters(40km/h,@115ms)

随着安全带角度的变化，胸廓的整体变形并未发生明显变化，整个胸廓的扭转整体保持一致.应变比较大的区域主要集中在第1肋骨和左侧第8至第10肋骨.应变最大值没有明显增减，处在一个很小的范围内波动(表3).右侧第8到第10肋骨的应变稍小，但是也比较明显.应力变化和应变的变化在第1肋骨和左侧肋骨基本一致，不同的是右侧胸廓在第8至第10肋骨处应力值更大，且随着安全带角度的变化更明显.

总体而言，第1肋骨和左侧第8至第10肋骨的应力和应变都比较大，即存在较大的骨折风险.第1肋骨有比较明显的应力应变集中区域在肋骨内侧靠近肋间软骨位置.左侧第8至第10肋骨的应力应变集中区域主要在胸腔前部靠近肋间软骨区域，以及胸腔侧部区域的肋骨内侧.右侧肋骨在第6至第10肋骨靠近肋间软骨的位置由少许应力指标较高区域，可能会有一定的损伤风险.其他肋骨应力应变集中区域只有零星分布，且多集中在靠近肋间软骨或胸廓侧部位置，且数值通常都不大.所有的仿真最高应变均高于原人体有限元模型的设定，因此所有的仿真模型均预测出骨折(表3)，这与实验的结果一致.

3 讨论

3.1 研究方法

在现阶段，只使用了一个中等身材的人体有限元模型配合没有安全气囊的安全带约束系统来研究安全带定位参数和碰撞速度对胸部损伤的影响.为了模拟真实的车辆碰撞环境，安全气囊和转向盘以及其他内部设施需要加入到后续的仿真研究当中.除此之外，人体或胸腔的外形同样会造成损伤结果的差异.中等身材的有限元模型只是提供了最基本的安全带对胸部损伤的影响.为了具有更广泛代表性，在今后的研究当中需要采用不同身材、体型人体有限元模型.

3.2 材料本构模型选取和应用的影响

软组织生物材料的本构模型对最终结果有一定的影响,因为安全带拉伸力产生的挤压载荷作用在骨骼结构和部分软组织结构上.有限元模拟可能会用到多个本构模型，不同本构模型在模拟的时候又存在各自的优缺点.对于软组织材料,有些模型对于大应变的模拟能力有待提高；有些模型参数比较少,模拟精度不高；有些则只能模拟拉应变,不能准确模拟压应变.因此特定的本构模型可能在某些条件下出现预测误差.

现有软组织模拟材料主要分为超弹性材料和黏弹性材料两种，他们在模拟生物器官软组织的活动和反应上各有侧重，而现在对于这些材料优劣尚无定论.但是对于现阶段成熟的LS-DYNA自带的材料模型，生物组织材料在超弹性材料方面更加成熟.结合近期参考文献中的试验参数，能够较好地模拟生物力学材料在碰撞中的反应.

3.3 胸部峰值变形量分析

基于统计分析，所有的胸部峰值变形量都与碰撞速度呈现线性正相关.同时胸部峰值变形量与安全带的关系是非线性的.UL测量点虽然没有设置在安全带沿线，并且距离安全带较远,但同其他三个测量点相比，该测量点的变形量总是最大的,UR和LL测量点随着安全带的变化造成的变形量变化都不是很明显.考虑到胸部变形量，安全带位置对UR和LL测量点影响小于安全带的角度变化.因为安全带位置变化对于安全带和测量位置之间的距离变大的趋势更明显.

从图7可知，碰撞速度相较安全带定位参数对于胸部峰值变形量的影响更加明显.因为碰撞速度会很大程度上影响惯性量的值.惯性量的增加或导致移动距离的增加.两个胸廓下部的测量点，由于腹部安全带的参与，造成底部的两个测量点对于碰撞速度的影响不如胸部上半部分两个测量点.

3.4 胸部应力值和应变值

胸廓的扭转变形的大小与胸廓部分的应力和应变的分布变化趋势一致.这表明肋骨皮质骨的应力与应变变化主要是与安全带的位置变化引起的躯干扭转相关.因为较大的身体扭转会引起剧烈的胸廓变化，造成每个肋骨的弯折变形的变化.而弯折变形是肋骨应力/应变的主要因素.胸廓扭转的中心轴为安全带，左下侧应力应变集中区域就处在安全带通过位置，而处于安全带对侧即右下侧肋骨向外扩张时，这些肋骨并没有产生较大的应力和应变.由此推测胸廓的压缩比伸张更容易产生肋骨骨折.

肋骨应力分布与应变分布对于安全带参数的变化的结果与安全带参数对于胸部四个位置变形量的变化一致.胸部损伤对于安全带高度的变化更加敏感，而对于安全带角度变化不敏感.这说明胸部变形量能从侧面反映胸廓的肋骨的应力/应变分布变化.胸部变形量作为宏观指标是能够反映以应力/应变为代表的微观指标的变化.应力分布和应变的分布在右侧肋骨分布并不一致，主要的原因是应力与应变两者之间并无必然的联系.

4 结论

通过比较PMHS台车碰撞实验结果进一步验证了GHBMC人体有限元模型的有效性.有限元模型分析得到的胸部变形量和安全带拉伸力结果表明该模型具有较好的生物力学逼真度.胸部有限元模型对安全带位置，安全带角度和碰撞速度3个研究变量的响应有较好的敏感性.安全带设计变量的分析研究表明安全带定位参数中高度的变化能够在较大程度上影响其保护效率.同时因为安全带的变化导致的胸部压缩指标和应力应变最高值的变化一致.应力应变的分布范围随安全带变化的走势一致，在两者都可以定性的反应胸部损伤特别是肋骨骨折的变化趋势方面，应力应变比胸部压缩更能反映胸部损伤特别是骨折的危险性.另一方面，碰撞速度与所有位置的胸部变形量都有着明显正相关性.结果表明建立的虚拟试验分析模型可为乘员胸部损伤机理研究和约束系统的设计开发提供一种新的方法.

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ANALYSIS OF CHEST INJURY IN FRONTAL IMPACT VIA FINITE ELEMENT MODELLING BASED ON BIOMECHANICAL EXPERIMENT1)

Xiao Sen∗,†Yang Jikuang∗,∗∗,2)Xiao Zhi∗Jef fR.Crandall†

∗(The State Key Laboratory of Advanced Design&Manufacturing for Vehicle Body，Hunan University，Changsha410082，China)

†(Center for Applied Biomechanics，University of Virginia，Charlottesville22911，USA)

∗∗(Department of Applied Mechanics，Chalmers University of Technology，Gothenburg SE-412 96，Sweden)

The usage of the seatbelt as a part of the vehicle protection system has immensely promoted occupant safety. However,recent accident investigation shows that it is necessary to increase the chest injury protective efficiency in frontal impact condition.This study aims to investigate the influenc of seatbelt system design variables on occupant chest injury related physical parameters at varying impact conditions,especially concerning with the chest deflectio and distribution of rib stress/strain.The study is conducted by using human body FE model in combination with post mortem human subjects tests.An FE model of the belted occupant is therefore established by using a baseline human body FE model(GHBMC),which is validated according to detailed experimental data regarding kinematics,seatbelt force and chest deflectionA parameter study is implemented in terms of seatbelt position,seatbelt angle and impact speed todetermine the influenc of seatbelt utilization on occupant thoracic injury in frontal impact.The results show that the influenc of seatbelt position on chest deflectio and distribution of rib stress/strain is greater than that of the seatbelt angle.Meanwhile,the trends of chest deflection are the same with the trends of the rib stress/strain responses while the changes of seatbelt design variables.This study provides a virtual test method on investigation of the chest injury biomechanics related to the seatbelt design variables.Furthermore,the results from this study of chest injury mechanism will also provide a reference for optimizing of the occupant restraint system.

seatbelt,chest deflection human body FE model,frontal impact,distribution of stress/strain

U461.91

A doi：10.6052/0459-1879-16-088

2016-04-05收稿，2016-10-28录用,2016-11-01网络版发表.

1)国家自然科学基金(51475154)和教育部留学基金委资助项目.

2)杨济匡，教授，主要研究方向：车辆碰撞安全及人体损伤生物力学.E-mail：jikuangyang@hnu.edu.cn

肖森，杨济匡，肖志，Je ffR.Crandall.基于正面碰撞实验的胸部损伤有限元分析.力学学报,2017,49(1)：191-201

Xiao Sen,Yang Jikuang,Xiao Zhi,Je ffR.Crandall.Analysis of chest injury in frontal impact via finit element modelling based on biomechanical experiment.Chinese Journal of Theoretical and Applied Mechanics,2017,49(1)：191-201