中國50百分位男性小腿有限元模型的建立與驗(yàn)證*

曹立波，杜現(xiàn)平，張冠軍,胡躍群，張 愷

(1.湖南大學(xué)，汽車車身先進(jìn)設(shè)計(jì)制造國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，長沙 410082； 2.中南大學(xué)湘雅三醫(yī)院放射科，長沙 410013)

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2015219

中國50百分位男性小腿有限元模型的建立與驗(yàn)證*

曹立波1，杜現(xiàn)平1，張冠軍1,胡躍群2，張 愷1

(1.湖南大學(xué)，汽車車身先進(jìn)設(shè)計(jì)制造國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，長沙 410082； 2.中南大學(xué)湘雅三醫(yī)院放射科，長沙 410013)

基于下肢螺旋CT掃描，保留主要的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，建立了中國50百分位男性小腿有限元模型。應(yīng)用中國人體測(cè)量學(xué)數(shù)據(jù)進(jìn)行模型縮放，對(duì)皮質(zhì)骨厚度進(jìn)行精確的模擬?；贚s-Dyna材料模型模擬皮質(zhì)骨拉、壓特性和應(yīng)變率特性。對(duì)模型進(jìn)行小腿的準(zhǔn)靜態(tài)軸向壓縮驗(yàn)證以及脛骨、腓骨與小腿的準(zhǔn)靜態(tài)三點(diǎn)彎曲驗(yàn)證和近心端1/3、中部和遠(yuǎn)心端1/3的動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲驗(yàn)證。驗(yàn)證結(jié)果顯示：仿真驗(yàn)證曲線與試驗(yàn)曲線走勢(shì)吻合較好，峰值力大小與出現(xiàn)時(shí)刻基本一致，表明所建立的模型生物逼真度較高。

小腿損傷；有限元模型；驗(yàn)證

前言

美國國家汽車采樣系統(tǒng)(national automotive sampling system, NASS)統(tǒng)計(jì)顯示，約1/5的乘員損傷[1]和4/5的行人損傷[2]包含下肢損傷，下肢AIS 2+損傷在身體各部位損傷中位居第二[1]。下肢損傷不僅會(huì)給受害者造成巨大的傷痛，還會(huì)造成生活不便和很大的社會(huì)損失。建立下肢有限元模型，研究下肢損傷機(jī)理對(duì)優(yōu)化車輛設(shè)計(jì)參數(shù)，減少下肢損傷具有重要意義。

在下肢損傷的研究方法中，有限元分析因其模型開發(fā)周期短，成本低，可以模擬真實(shí)的應(yīng)力應(yīng)變和骨折等優(yōu)點(diǎn)，逐漸成為主要的研究方法之一[3-4]。

下肢有限元模型的發(fā)展經(jīng)歷了一個(gè)較長的歷程。文獻(xiàn)[5]中將下肢骨定義為剛體，建立了乘員下肢有限元模型。文獻(xiàn)[6]中用可變形的殼單元模擬長骨皮質(zhì)骨，肌肉和皮膚采用假人有限元模型相應(yīng)材料參數(shù)，建立了行人下肢有限元模型。文獻(xiàn)[7]中用單層實(shí)體單元模擬皮質(zhì)骨，采用非線性、彈塑性和應(yīng)變率材料模擬長骨材料，建立了50百分位行人下肢有限元模型。文獻(xiàn)[8]中用實(shí)體單元模擬骨干皮質(zhì)骨，用五面體單元實(shí)現(xiàn)骨干體單元到骨骺殼單元皮質(zhì)骨的過渡，建立了男性50百分位行人下肢有限元模型。文獻(xiàn)[9]中用較新型的材料模擬骨骼，建立了行人下肢有限元模型。

這些模型具有一定應(yīng)用價(jià)值，但皮質(zhì)骨幾何和材料特性模擬存在不足，且多基于歐美人體建立。因此，須要建立中國50百分位男性下肢有限元精確模型[10]，用于適合中國人體的汽車參數(shù)的優(yōu)化和相關(guān)安全法規(guī)的修訂研究。

1 小腿有限元模型的建立

通過一個(gè)身高173.1cm、體質(zhì)量69.7kg的成年男性患者(無下肢病患)螺旋CT掃描(層距1mm)，提取幾何數(shù)據(jù)，對(duì)照解剖學(xué)圖譜進(jìn)行光順，保留主要解剖學(xué)特征，建立了小腿幾何模型。

1.1 小腿網(wǎng)格模型

采用六面體網(wǎng)格劃分，并對(duì)網(wǎng)格質(zhì)量進(jìn)行控制。脛骨干皮質(zhì)骨采用4層實(shí)體單元，骨骺皮質(zhì)骨采用殼單元模擬；為模擬皮質(zhì)骨厚度實(shí)體單元到殼單元的漸變，將骨干實(shí)體皮質(zhì)骨階梯過渡到骨骺端殼單元皮質(zhì)骨，如圖1所示。

基于CT測(cè)量，將脛骨兩骨骺端皮質(zhì)骨沿軸向分別劃分為6層，如圖2所示；在每層相應(yīng)的CT圖像中選取6個(gè)測(cè)量點(diǎn)進(jìn)行測(cè)量并取均值，將均值作為對(duì)應(yīng)殼單元的厚度，如表1所示。腓骨干皮質(zhì)骨用兩層實(shí)體單元模擬，骨骺皮質(zhì)骨用1.5mm厚的殼單元模擬[11]。肌肉和皮膚分別用實(shí)體單元和1mm厚殼單元模擬[12]，并采用共節(jié)點(diǎn)連接；肌肉和骨骼之間采用節(jié)點(diǎn)綁定連接。

表1 骨骺端皮質(zhì)骨厚度CT測(cè)量結(jié)果

由于缺少較為全面準(zhǔn)確的中國人體統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)，且GB 10000—88是人體外部尺寸標(biāo)準(zhǔn)[13]，不能作為長骨的縮放依據(jù)。小腿長度與脛骨長度測(cè)量基準(zhǔn)相近，故采用脛骨全長與GB 10000—88中小腿長度相近的文獻(xiàn)[14]為基準(zhǔn)，如表2所示。按比例進(jìn)行模型整體縮放，獲得了中國50百分位男性小腿模型。

表2 脛骨參數(shù)縮放表

建立的小腿模型包含：44 640個(gè)節(jié)點(diǎn)，36 115個(gè)實(shí)體單元和2 634個(gè)殼單元，如圖3所示。

1.2 小腿材料模型

基于LS-Dyna建立小腿有限元模型。在交通事故中，長骨主要受拉、壓載荷。由于皮質(zhì)骨具有拉、壓不同的材料特性，且材料性能受到應(yīng)變率的影響顯著[8,15]。因此，采用124號(hào)彈塑性材料模擬皮質(zhì)骨的拉、壓特性，并采用Cowper-Symonds模型定義應(yīng)變率的影響，如圖4所示。選用105號(hào)黏彈塑性材料模擬松質(zhì)骨的黏彈性和其塑性[7-8]，松質(zhì)骨和皮質(zhì)骨材料均采用單元失效刪除算法模擬骨折。

依據(jù)已有模型[8,16-17]的材料參數(shù)范圍，選取合適的參數(shù)值，骨骼的主要材料參數(shù)如表3所示。

表3 骨骼材料參數(shù)

肌肉和皮膚在壓縮時(shí)，容易因大變形而產(chǎn)生負(fù)體積和沙漏能，為降低其出現(xiàn)的幾率，采用單點(diǎn)積分和6號(hào)沙漏控制模式進(jìn)行負(fù)體積和沙漏能的控制，并分別選用黏彈性和彈性材料模擬肌肉和皮膚材料。參數(shù)依據(jù)文獻(xiàn)[11]和文獻(xiàn)[12]中的模型選取，如表4所示。

表4 小腿軟組織模型材料參數(shù)

2 基于交通損傷的小腿模型驗(yàn)證

針對(duì)模型應(yīng)用工況進(jìn)行合理的仿真驗(yàn)證，是模型具有較好的生物逼真度和精度的基礎(chǔ)?；诮煌〒p傷研究的小腿有限元模型，須要針對(duì)交通事故中小腿的受力和損傷特點(diǎn)進(jìn)行驗(yàn)證。

2.1 小腿交通損傷的力學(xué)特性

在交通事故中，小腿損傷按照對(duì)象不同，主要有行人小腿損傷和乘員小腿損傷。由于載荷形式不同，其損傷機(jī)理和防護(hù)方法等也不同。

在交通事故中行人小腿側(cè)面首先與汽車保險(xiǎn)杠接觸，由于上半身慣性和腳部與地面的摩擦作用，在保險(xiǎn)杠的沖擊作用下，小腿主要受到三點(diǎn)彎曲和沖擊擠壓的作用。長骨是小腿的主要承力組織，當(dāng)應(yīng)變超過極限值時(shí)則發(fā)生骨折。骨折的發(fā)生，對(duì)膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)損傷的影響較大。一般認(rèn)為，在不是特別嚴(yán)重的交通事故中，行人膝關(guān)節(jié)韌帶損傷和骨折只發(fā)生一種的幾率較大。小腿受到?jīng)_擊的位置，因不同車型的保險(xiǎn)杠高度不同，會(huì)產(chǎn)生較大的變化[3]；因此，有必要對(duì)小腿骨和小腿不同位置的動(dòng)力學(xué)彎曲特性進(jìn)行驗(yàn)證分析。

在正面碰撞的交通事故中，乘員的小腿在儀表板、前輪、地板和腳踏板入侵的作用下，主要受到軸向力、背屈、內(nèi)翻和外翻4種載荷工況。背屈和內(nèi)、外翻主要導(dǎo)致踝關(guān)節(jié)相關(guān)腳骨和軟組織的損傷。軸向力則主要導(dǎo)致小腿中下部的骨折，在沖擊能量較高時(shí)，甚至出現(xiàn)粉碎性骨折和踝關(guān)節(jié)骨的骨折，即pilon骨折[18]。因此，小腿模型遠(yuǎn)端在軸向載荷作用下的響應(yīng)，對(duì)于模型準(zhǔn)確模擬pilon骨折具有重要影響。

2.2 小腿模型的驗(yàn)證

基于交通損傷中行人和乘員小腿的載荷特點(diǎn)，依據(jù)文獻(xiàn)[19]～文獻(xiàn)[25]中的實(shí)驗(yàn)，對(duì)脛骨、腓骨和小腿模型進(jìn)行了準(zhǔn)靜態(tài)(QS)和動(dòng)態(tài)(DY)驗(yàn)證，如表5所示。

表5 小腿有限元模型仿真驗(yàn)證

注：L-M：側(cè)向；A-P：前后；Pro1/3：近心端1/3；Mid：中部；Dist1/3：遠(yuǎn)心端1/3。

2.2.1 小腿模型準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證

脛骨和腓骨是小腿模型的主要部分，準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證是驗(yàn)證材料模型有效性的基礎(chǔ)。模型主要采用文獻(xiàn)[19]～文獻(xiàn)[21]、文獻(xiàn)[24]～文獻(xiàn)[25]中的實(shí)驗(yàn)，對(duì)脛骨、腓骨和小腿進(jìn)行準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證。

依據(jù)文獻(xiàn)[19]關(guān)于長骨準(zhǔn)靜態(tài)實(shí)驗(yàn)的描述，建立長骨驗(yàn)證有限元模型。將長骨兩端支撐在剛性平面，設(shè)置支承平面與長骨兩端的接觸，約束剛性平面的6個(gè)自由度。用直徑為25mm的剛性圓筒沖擊器的圓柱面，以0.01m/s的速度對(duì)長骨中部進(jìn)行加載，沖擊器與長骨設(shè)置接觸。通過設(shè)置接觸面之間的摩擦和長骨兩端相應(yīng)節(jié)點(diǎn)的約束，來限制驗(yàn)證時(shí)長骨在剛性平面上的異常運(yùn)動(dòng)。

脛骨中部截面為三角形，A-P方向三點(diǎn)彎曲時(shí)，其頂角與沖擊器接觸，為防止剛性接觸而產(chǎn)生較大的應(yīng)力集中，造成不合實(shí)際的單元失效，對(duì)剛性接觸處個(gè)別單元不應(yīng)用單元失效刪除準(zhǔn)則[1,26]。

依據(jù)實(shí)驗(yàn)獲得的結(jié)果，輸出模型驗(yàn)證中的沖擊力-位移曲線，與實(shí)驗(yàn)曲線進(jìn)行對(duì)比。脛骨和腓骨準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證的仿真設(shè)置，如圖5所示。

針對(duì)汽車正面碰撞的特點(diǎn)，依據(jù)文獻(xiàn)[24]和文獻(xiàn)[25]中的實(shí)驗(yàn)，對(duì)小腿進(jìn)行準(zhǔn)靜態(tài)軸向壓縮驗(yàn)證，確定小腿的軸向受壓極限和材料準(zhǔn)確性。將脛骨近心端與剛性的方盒剛性連接，約束方盒6個(gè)方向自由度。小腿遠(yuǎn)心端與剛性方盒內(nèi)的聚氨酯表面之間初始間距為2～3mm，并定義接觸。限制遠(yuǎn)心端方盒的自由度，只允許其軸向移動(dòng)和矢狀面轉(zhuǎn)動(dòng)，沖擊器以2mm/s的速度對(duì)遠(yuǎn)心端方盒進(jìn)行軸向加載，直至骨折發(fā)生，如圖6所示。

2.2.2 小腿模型動(dòng)態(tài)驗(yàn)證

在道路交通事故中，下肢損傷多是由碰撞引起的動(dòng)載荷導(dǎo)致。因此，在準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證的基礎(chǔ)上，根據(jù)交通事故中小腿受到動(dòng)載荷的特點(diǎn)，對(duì)脛骨、腓骨和小腿模型的近心端、中部和遠(yuǎn)心端分別進(jìn)行了動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲驗(yàn)證。早期實(shí)驗(yàn)中實(shí)驗(yàn)設(shè)置、邊界條件和樣本尺寸缺乏較為完善的描述，不利于仿真驗(yàn)證的設(shè)置。因此，采用描述較完善的文獻(xiàn)[22]中的實(shí)驗(yàn)進(jìn)行動(dòng)態(tài)驗(yàn)證。

依據(jù)該實(shí)驗(yàn)，對(duì)脛骨、腓骨和小腿有限元模型進(jìn)行驗(yàn)證設(shè)置。將模型近心端和遠(yuǎn)心端與兩端剛性盒固接，剛性盒與下端剛性弧面固接。剛性圓弧面可以在剛性平面上自由轉(zhuǎn)動(dòng)，約束剛性平面6個(gè)自由度。由于聚氨酯密度比剛性盒小很多，故可忽略其質(zhì)量。剛性沖擊器前端包裹25mm厚的泡沫材料，以1.45m/s的速度對(duì)模型進(jìn)行加載，并在弧面與剛性平面、泡沫與長骨之間定義接觸。

圖7為同一模型不同部位的仿真驗(yàn)證設(shè)置。

3 仿真驗(yàn)證結(jié)果分析

通過對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果與仿真驗(yàn)證結(jié)果的曲線走勢(shì)、峰值大小和出現(xiàn)時(shí)刻進(jìn)行對(duì)比，評(píng)價(jià)模型的有效性和生物逼真度。

3.1 準(zhǔn)靜態(tài)仿真驗(yàn)證結(jié)果對(duì)比

模型主要通過輸出仿真的沖擊力-位移曲線與實(shí)驗(yàn)曲線進(jìn)行對(duì)比。主要依據(jù)文獻(xiàn)[19]～文獻(xiàn)[21]、文獻(xiàn)[24]和文獻(xiàn)[25]中的實(shí)驗(yàn)，對(duì)脛骨和腓骨進(jìn)行準(zhǔn)靜態(tài)A-P和L-M方向的仿真驗(yàn)證及小腿軸向壓縮驗(yàn)證，并將仿真與實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行對(duì)比分析，如圖8～圖10所示。

由圖8可知：脛骨在A-P方向準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證沖擊力-位移曲線與實(shí)驗(yàn)結(jié)果基本一致，骨折力和位移與實(shí)驗(yàn)吻合較好；L-M方向曲線略有差別，峰值力大小與出現(xiàn)的時(shí)刻一致，仿真曲線總體較實(shí)驗(yàn)曲線略小，這與實(shí)驗(yàn)樣本尺寸有關(guān)，但仿真仍能夠和實(shí)驗(yàn)大體吻合。說明所建立的脛骨有限元模型能夠較準(zhǔn)確地模擬實(shí)驗(yàn)中的脛骨響應(yīng)。

由圖9可知：腓骨A-P方向仿真驗(yàn)證結(jié)果與實(shí)驗(yàn)曲線吻合較好，骨折最大位移與最大力基本一致；但是，腓骨L-M方向準(zhǔn)靜態(tài)驗(yàn)證曲線較實(shí)驗(yàn)要小，這與兩實(shí)驗(yàn)曲線樣本不同有關(guān)。而且，腓骨中部A-P方向尺寸較L-M方向大，因此，同一腓骨的三點(diǎn)彎曲，在A-P方向比L-M方向能夠承受更大的力，這與模型仿真結(jié)果吻合，而文獻(xiàn)[19]中的實(shí)驗(yàn)在兩個(gè)方向沒有顯示出峰值力的明顯差別，這可能是由于兩曲線非同一樣本實(shí)驗(yàn)所致，但曲線走勢(shì)仍能與實(shí)驗(yàn)吻合較好，說明所建立的腓骨有限元模型仍具有較好的仿真精度。

由圖10可見：所建立的模型在軸向壓縮時(shí)，沖擊力-位移曲線走勢(shì)與實(shí)驗(yàn)曲線一致，骨折力為10.2kN，在通道峰值13.6～7.8kN范圍內(nèi)，相對(duì)通道均值偏小，較好反映了中國人體比西方人體平均尺寸小的特點(diǎn)，骨折出現(xiàn)的時(shí)刻也較吻合，說明所建立的模型能夠較好地模擬小腿在受到軸向載荷時(shí)的響應(yīng)，仿真精度較好。

3.2 動(dòng)態(tài)仿真驗(yàn)證結(jié)果對(duì)比

基于行人載荷特點(diǎn)，對(duì)下肢脛骨、腓骨和小腿模型進(jìn)行了近端1/3、中部、遠(yuǎn)端1/3的動(dòng)態(tài)沖擊仿真驗(yàn)證，依據(jù)文獻(xiàn)[22]和文獻(xiàn)[23]中的實(shí)驗(yàn)，對(duì)模型加載至骨折，輸出仿真中的力-位移曲線和骨折力矩，與實(shí)驗(yàn)曲線和耐受限度值進(jìn)行對(duì)比。

為補(bǔ)償由于樣本尺寸不同而造成的實(shí)驗(yàn)結(jié)果與50百分位中國人體下肢仿真結(jié)果的差異，采用力矩、力和位移縮放系數(shù)(分別為λM，λF，λD)[7]對(duì)尸體實(shí)驗(yàn)的結(jié)果進(jìn)行縮放后，與仿真驗(yàn)證結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，所采用的縮放系數(shù)計(jì)算公式如表6所示。

表6 縮放系數(shù)計(jì)算公式

表6中λL為尺寸縮放系數(shù)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果除受到尺寸影響外，也會(huì)受實(shí)驗(yàn)樣本質(zhì)量的影響，因此，引入質(zhì)量縮放系數(shù)λma，得到等效縮放系數(shù)λLe。

將脛骨和腓骨實(shí)驗(yàn)結(jié)果，依據(jù)上述方法，縮放至中國50百分位男性(脛骨[14]：353.8mm；體質(zhì)量[13]：59kg)。至于小腿動(dòng)態(tài)驗(yàn)證結(jié)果，由于進(jìn)行對(duì)比的是由大量實(shí)驗(yàn)統(tǒng)計(jì)獲得的響應(yīng)通道范圍，故未進(jìn)行縮放。脛骨、腓骨和小腿仿真驗(yàn)證曲線與實(shí)驗(yàn)曲線對(duì)比如圖11～圖13所示。

仿真峰值和縮放后的耐受限度值[3]見表7。

由圖11可知，脛骨沖擊力-位移驗(yàn)證曲線的走勢(shì)與縮放后的實(shí)驗(yàn)曲線[22]吻合較好，且峰值力大小與出現(xiàn)的時(shí)刻基本一致，峰值力均在耐受限度范圍內(nèi)，說明所建立的脛骨模型能夠較好地模擬人體脛骨的動(dòng)態(tài)響應(yīng)。

由圖12可知，腓骨仿真驗(yàn)證曲線與縮放后的實(shí)驗(yàn)曲線[22]基本一致，最大峰值力大小與出現(xiàn)的時(shí)刻均在實(shí)驗(yàn)曲線范圍之內(nèi)。由于遠(yuǎn)心端動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲實(shí)驗(yàn)樣本較少，仿真驗(yàn)證峰值偏大，但是仿真曲線的走勢(shì)與實(shí)驗(yàn)曲線基本吻合，且峰值力0.5kN與耐受限度值0.43kN接近，骨折時(shí)刻基本一致，說明所建立的腓骨模型能夠模擬真實(shí)實(shí)驗(yàn)，具有較好的精度。

由圖13可知，小腿動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲沖擊力-位移曲線在通道范圍[23]內(nèi)變化，且曲線走勢(shì)基本一致，最大峰值力也與實(shí)驗(yàn)通道最大峰值力基本吻合。遠(yuǎn)端三點(diǎn)彎曲仿真曲線開始階段走勢(shì)與通道邊界曲線不同，可能是由于CT掃描時(shí)，小腿遠(yuǎn)端支撐在CT臺(tái)致使肌肉變形，未提取遠(yuǎn)端變形較嚴(yán)重的肌肉組織，導(dǎo)致遠(yuǎn)心端沖擊點(diǎn)位置相對(duì)實(shí)驗(yàn)設(shè)置偏向中部，肌肉組織較厚，沖擊器不能很快接觸骨骼，仿真曲線在開始階段上升較慢，但仿真曲線仍在實(shí)驗(yàn)曲線通道范圍內(nèi)。近心端與中部仿真結(jié)果在縮放后的通道內(nèi)變化，且走勢(shì)基本相同，骨折力基本吻合，說明模型能夠模擬真實(shí)的小腿動(dòng)態(tài)沖擊響應(yīng)，可以用于下肢模型的構(gòu)建。

表7 動(dòng)態(tài)仿真結(jié)果

4 結(jié)論

通過近似50百分位中國男性下肢螺旋CT掃描，提取下肢幾何模型，劃分網(wǎng)格，控制網(wǎng)格質(zhì)量，獲得高質(zhì)量的網(wǎng)格模型。基于中國50百分位人體統(tǒng)計(jì)學(xué)數(shù)據(jù)進(jìn)行縮放，采用更精細(xì)的解剖學(xué)有限元描述，有效提高模型的幾何精度。模型的皮質(zhì)骨采用拉、壓不同特性和應(yīng)變率特性的材料模型模擬，松質(zhì)骨采用彈黏塑性材料模擬，提高了模型的材料精度。為降低肌肉和皮膚出現(xiàn)負(fù)體積的幾率，采用黏彈性和彈性材料模擬肌肉和皮膚，長骨與肌肉之間采用節(jié)點(diǎn)固聯(lián)接觸，并設(shè)置長骨之間的接觸，采用單元失效刪除算法模擬骨折。基于行人和乘員的損傷形式和載荷特點(diǎn)，對(duì)脛骨、腓骨和小腿模型進(jìn)行了準(zhǔn)靜態(tài)和近心端1/3、中部、遠(yuǎn)心端1/3的動(dòng)態(tài)三點(diǎn)彎曲驗(yàn)證以及小腿軸向準(zhǔn)靜態(tài)壓縮驗(yàn)證。仿真結(jié)果與實(shí)驗(yàn)曲線吻合較好，峰值力與彎矩出現(xiàn)的時(shí)刻基本一致，表明建立的小腿有限元模型能夠較好地模擬人體小腿在實(shí)驗(yàn)中的響應(yīng)，可用于后續(xù)中國男性50百分位人體下肢有限元模型的開發(fā)，下肢交通損傷機(jī)理的研究和汽車安全參數(shù)的優(yōu)化，對(duì)符合國情的汽車安全法規(guī)的修訂具有重要的參考價(jià)值。

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Development and Validation of the Lower Leg FEModel for the 50th Percentile Chinese Male

Cao Libo1, Du Xianping1, Zhang Guanjun1, Hu Yuequn2& Zhang Kai1

1.HunanUniversity,StateKeyLaboratoryofAdvancedDesignandManufacturingforVehicleBody,Changsha410082;2.DepartmentofRadiology,TheThirdXiangyaHospitalofCentralSouthUniversity,Changsha410013

Based on the spiral CT scan of lower limbs with major anatomical structures reserved, a lower leg FE model for the Chinese 50th percentile male is established. Model scaling is conducted based on the anthropometry for Chinese with cortical bone thickness accurately simulated, and the tension, compression and strain characteristics of cortical bones are simulated by the material model in LS-DYNA. Then the quasi-static axial compression verification for lower leg and the quasi-static three-point-bending verifications (including proximal 1/3, middle and distal 1/3) for tibia, fibula and lower leg are performed on the model. The results indicate that the trends of simulation verification curves agree well with that of test curves, with the magnitudes and appearing moments of peak forces basically coincided, demonstrating the high biofidelity of the model built.

lower leg injury; FE model; validation

*國家自然科學(xué)基金(51205118)和湖南大學(xué)汽車車身先進(jìn)設(shè)計(jì)制造國家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室自主研究課題(51275001)資助。

原稿收到日期為2013年1月13日，修改稿收到日期為2014年5月27日。