研究論文全身筋 FE ソリッドモデルを用いた歩行者の衝突傷害解析 * 中平祐子 1) 岩本正実 2) Impact Analyses Using a Pedestrian FE Model with Muscular Solid Elements Yuko Naka

Size: px

Start display at page:

Download "研究論文全身筋 FE ソリッドモデルを用いた歩行者の衝突傷害解析 * 中平祐子 1) 岩本正実 2) Impact Analyses Using a Pedestrian FE Model with Muscular Solid Elements Yuko Naka"

しほこかせ
4 years ago
Views:

研究論文 2154233 2134 * 中平祐子 1) 岩本正実 2) Impact Analyses Using a Pedestrian FE Model with Muscular Solid Elements Yuko Nakahira Masami Iwamoto A human whole body FE model with muscular solid elements,

1 研究論文 * 中平祐子 1) 岩本正実 2) Impact Analyses Using a Pedestrian FE Model with Muscular Solid Elements Yuko Nakahira Masami Iwamoto A human whole body FE model with muscular solid elements, which can represent 3-D geometry of each muscle and stiffness change of the muscle for inputted muscle activation, was applied to sedan-to-pedestrian impact analyses. After the model without muscle activations was validated against cadaver test data of sedan-to-pedestrian impacts, we investigated how muscle activations of a pedestrian in bracing conditions just before crashes would affect the kinematics and injuries of the pedestrian during sedan-to-pedestrian impacts. KEY WORDS: Safety, Anthropomorphic dummy, Injury prediction Pedestrian, Muscle activation (C1) 1. まえがき車両による歩行者の死傷事故は重要な社会的問題であり, その安全対策を検討する上で, 車両の衝突による歩行者の傷害発生メカニズムを明らかにする必要がある. (1) 一方, 交通事故の詳細な調査結果によると, 衝突直前において回避行動 ( ブレーキ操作とステアリング操作のどちらか一方を含む動作 ) を行った自動車乗員は約 6% を占めている. 回避行動の際に筋は活性化し, その結果として衝突直前の乗員姿勢に変化が生じたり (2), 筋の硬さ, すなわち筋硬度に変化が生じる. 筋硬度の変化は衝撃時の人体の力学的応答に影響を及ぼす (3). したがって実事故における傷害発生メカニズムを解明するためには, 筋活動を考慮する必要がある. 傷害メカニズムの解明には人体有限要素 (FE) モデルの活用が有用な手段の一つである. これまでに, 衝突前の筋活動が傷害に及ぼす影響を評価することを目的として全身筋ソリッドモデルを開発した (4). 本研究の目的は, 人体有限要素 (FE) モデルを用いて衝突直前の筋活動が歩行者傷害に与える影響を調査することである. 2. 全身筋 FE ソリッドモデルの概要衝突直前の筋活動を考慮した傷害評価に活用するために脱力や身構えのような筋の活動状態を表現可能な全身筋 FE ソリッドモデルを開発した (4). 図 1 に AM5( 成人男性標準体型, 身長 175 cm, 体重 77 kg) モデルの歩行者姿勢を示す. 本モデルは従来の人体有限要素モデルに比べて容易に姿勢を変更することが可能であり, かつ筋活動に伴う筋硬度の変化や筋 *214 年 1 月 24 日受理.214 年 1 月 24 日自動車技術会秋季学術講演会において発表. 1) 2)( 株 ) 豊田中央研究所 ( 愛知県長久手市横道 41-1) 同士の接触も考慮できるという特徴を有する. 節点数は約 15 万, 要素数は約 28 万, タイムステップは秒である. なお, 本報で実施した計算には非線形陽解法有限要素解析ソルバー LS-DYNA v971(lstc) を使用した. Pectoralis Major Biceps Brachii Brachioradialis Flexor Carpi Radialis Sartorius Rectus Femoris Tibialis Anterior Flexor Hallucis Brevis Sternocleidomastoid Deltoid Triceps External Oblique Extensor Digitorum Tensor Fasciae Latae Vastus Lateralis Vastus Medialis Soleus Peroneus Longus Extensor Digitorum Abductor Digiti Minimi Fig. 1 A human whole body FE model with muscular solid elements. 3. 膝部せん断衝撃時の下腿挙動の検証 3.1. 膝部せん断衝撃の計算条件膝部せん断衝撃の献体実験 (5) は, 献体をテーブル上に寝かせた状態で左脚に体重の約半分に相当する 4 N を負荷して行われた. 大腿部の 2 箇所をロードセルに接続したボルトにより拘束し, 全面にフォーム材を取り付けたインパクタを膝部のすぐ下に側面方向から衝突させた. 衝突速度は 4 km/h で行われた. 実験を模擬するように設定した計算の初期条件を図 2 に示す. 実験では全身を使用したが, 計算では仙骨を拘束した下肢モデルのみを用い, 床の強制変位により左脚部 Vol.46,No.2,March

に初期荷重の 4 N を与えた. バー要素モデルを用いて, 実験と同様に大腿骨の 2 箇所を拘束し, 外側からインパクタを衝突させた. Y 3.2. 膝部のせん断衝撃の計算結果図 3~5 に計算結果と実験データ (6) を共に示す. 比較した実験データは本モデルに身長と体重が近く, 拘束部位での骨折がない献体データを選び, Test No.

2 に初期荷重の 4 N を与えた. バー要素モデルを用いて, 実験と同様に大腿骨の 2 箇所を拘束し, 外側からインパクタを衝突させた. Y 3.2. 膝部のせん断衝撃の計算結果図 3~5 に計算結果と実験データ (6) を共に示す. 比較した実験データは本モデルに身長と体重が近く, 拘束部位での骨折がない献体データを選び, Test No. 8S( 身長 177 cm, 体重 75 kg,35 歳男性 ) と 16S( 身長 177 cm, 体重 8 kg,63 歳男性 ) を用いた. 図 3 に示すインパクタ加速度はピーク及びその発生時刻ともに, 計算と実験で同様の結果となった. 図 4 と図 5 に示す P1, P2 の変位についても, 実験に近い結果が得られたため, 下腿部の挙動についても計算結果は実験データとよく一致していると考えられる. Impactor Acceleration (m/s 2 ) Z 5mm 245mm P2 P1 Fixed Impactor mass 6.25kg 4km/h Pre-Load (4N) Fig. 2 setup for knee shearing impact Time (ms) Fig. 3 Comparison of impactor accelerations between simulation result with a relaxed condition and test data. P1-Y-Displacement (mm) Time (ms) Fig. 4 Comparison of a P1 Y-displacement between simulation result with a relaxed condition and test data. Test-8S Test-16S Test-8S Test-16S P2-Y-Displacement (mm) 4. セダン衝突時の歩行者挙動の検証 4.1. セダン衝突の計算条件検証データとして Schroeder ら (7) が実施した献体実験データを用いた. 実験では車両の前方で人が道路を横断する状況を表現するため, 車両のカットボディが献体の側部から衝突するように配置した. 献体の姿勢は左脚を前に, 右脚を後ろにした立位姿勢とした. 衝突前 5 ms まで献体は直立した姿勢に保持された. 衝突後に車両は減速し, 献体の地面との二次衝突による傷害を防ぐためにパッドでできた安全ネットで受け止められた. 歩行者モデルとの比較には, 身長 17 cm, 体重 68 kg,78 歳の男性の献体データを用いた. 衝突速度は 4 km/h である. 図 6 に計算条件を示す. 献体実験と同様に歩行者筋ソリッドモデルを配置し, 重力を人体のみに与え, 車両モデルに 4 km/h の初速度を与えて衝突させた. 献体との比較を行うため, 筋ソリッドモデルに入力する筋活性度は脱力相当とし, 筋の振動による計算不安定の問題を回避できる程度の.5% 以下の小さい値を設定した. 車両モデルの節点数は約 56,, 要素数は約 53, であり, 実験で用いられた車両と同型の車両の外形状データ (8) を参考に作成された. 今回の検証では人体の挙動に着目したため, 車両モデルは車両前面の外側形状のみとした. 作成した車両モデルの車重は約 425 kg である. Windshields 4km/h Time (ms) Fig. 5 Comparison of a P2 Y-displacement between simulation result with a relaxed condition and test data. Ground Gravity 9.8m/s 2 Human FE model Car FE model Head maker Chest maker 25mm (High of shoe sole) Test-8S Test-16S Pelvis maker Fig. 6 setup for sedan-to-pedestrian impact. 492 自動車技術会論文集

4.2. セダン衝突の計算結果図 7 に衝突時の歩行者モデルの挙動を献体実験データと比較して示す.

6 ms 時に足部がバンパーへ巻き込まれるが, 献体実験データと比較して計算結果では巻き込まれ度合が小さかった.

ms 8 ms 2 ms 1 ms 4 ms 12 ms Head Horizontal Chest Horizontal Pelvis

15 8 6 4 2 Test -4.5.1.15-2.5.1.15 Head Vertical Chest Vertical Pelvis Vertical -2-4 -6-8.

8 Comparison of displacement time histories of markers between

左膝 MCL( 内側側副靱帯 ) が衝突後 6 ms 時に破断し, 左膝 PCL ( 後十字靭帯 ) が衝突後 7 ms 時に破断した.

7 Comparison of the kinematics between 図 8 に腰部, 胸部,

腰部マーカーの変位に関して車両前方向および上下方向変位はともに献体実験とよく一致している.

図 11 中の丸で示したのは破断した靭帯である. Fibula PCL Femur Tibia MCL Fig.

3 4.2. セダン衝突の計算結果図 7 に衝突時の歩行者モデルの挙動を献体実験データと比較して示す.4 ms までの挙動は献体実験データと比較してよく一致している.6 ms 時に足部がバンパーへ巻き込まれるが, 献体実験データと比較して計算結果では巻き込まれ度合が小さかった. そのため,8 ms 以降において献体実験データと比較して計算結果では膝下部分がバンパーから離れた状態になった. ms 8 ms 2 ms 1 ms 4 ms 12 ms Head Horizontal Chest Horizontal Pelvis Horizontal Test Head Vertical Chest Vertical Pelvis Vertical Fig. 8 Comparison of displacement time histories of markers between simulation result with a relaxed condition and test data. 左膝 MCL( 内側側副靱帯 ) が衝突後 6 ms 時に破断し, 左膝 PCL ( 後十字靭帯 ) が衝突後 7 ms 時に破断した. しかし, 献体実験データでは膝靭帯破断は見られなかった ms 14 ms Fig. 7 Comparison of the kinematics between simulation result with a relaxed condition and test data. 図 8 に腰部, 胸部, 頭部のマーカー位置における変位の時間変化について計算結果と実験データの比較を示す. 腰部マーカーの変位に関して車両前方向および上下方向変位はともに献体実験とよく一致している. また, 胸部マーカーの変位に関して車両前方向および上下方向の変位はともに実験よりも約 1 ms 遅く変位が開始されるものの, それ以降は実験データと同様の変位速度を示している. 頭部マーカーに関しても車両前方向では実験データよりも小さい変位を示しているが, 上下方向の変位はやや変位開始時刻が実験データよりも遅れるものの, 概ね実験データと一致している. 図 9 に左膝を後方から見た様子を示す. 本モデルでは膝の靭帯に要素削除機能を適用しているので削除された要素の位置で靭帯破断箇所が確認できる. 図 11 中の丸で示したのは破断した靭帯である. Fibula PCL Femur Tibia MCL Fig. 9 Back view of left knee ligament rupture locations of simulation result with a relaxed condition at 8ms after sedan-to-pedestrian impact. 図 1 に頭部の接触反力が最大となった時刻における頭部の応力分布を示す. 左後頭部において骨折が予測されたが, 献体実験データでは頭蓋骨骨折は見られなかった. 図 11 に下肢と車両の接触反力が最大となった時刻における下肢皮質骨の応力分布を示す. 左大腿骨は, 図 11(a) の丸で示した位置において骨折が予測されたが, 献体実験データでは大腿骨骨折は見られなかった. 図 11(b) の丸で示した地上から約 38 mm 上方の位置において左脛骨および左腓骨の骨折が予測された. この結果は, 献体実験結果と一致している. Vol.46,No.2,March

図 12 に左腕と車両との接触反力が最大となった時刻における鎖骨と上腕骨の応力分布を示す. 左鎖骨 ( 図 12 中の丸 ) の応力は皮質骨が破断する閾値を超えているので, 骨折のリスクが高いと考えられる. この結果は献体実験結果と一致している.

1 Contour of stress distribution on cranial at the time that maximum contact force (147ms ) was predicted with a relaxed condition. 5. 歩行者の挙動と傷害に及ぼす身構えの影響 5.1. パラメータスタディの条件衝突直前の身構え筋活動が歩行者の挙動や傷害に及ぼす影響を調べるため, パラメータスタディを実施した.

また, 歩行者の身構え状態の筋活性度は不明であるため, 筋電計測データ (9) から体幹部の活性度の平均値である 2% を仮定して設定し, 計算開始の ms から 2 ms で筋活性度を % から 2% まで増加させ,2 ms 時に車両との衝突を開始し,2 ms 以降では筋活性度を 2% に維持した. 5.2. パラメータスタディの結果脱力の場合の計算結果は, 第 4 章の結果を使用する.

Right extremity Left extremity 15 125 1 75 5 25 (a) Without muscle activity (b) With muscle activity Fig.

11 Contour of stress distribution on lower extremities at the time that maximum contact force was predicted with a relaxed condition. Hood (b) at 15ms 12 1 8 6 4 2 Fig.

4 図 12 に左腕と車両との接触反力が最大となった時刻における鎖骨と上腕骨の応力分布を示す. 左鎖骨 ( 図 12 中の丸 ) の応力は皮質骨が破断する閾値を超えているので, 骨折のリスクが高いと考えられる. この結果は献体実験結果と一致している. また, 献体実験データでは右脛骨と右腓骨の骨折や,C7- T1 間の椎間板の破断が見られたが, 本モデルでは該当箇所に傷害は見られなかった Fig. 1 Contour of stress distribution on cranial at the time that maximum contact force (147ms ) was predicted with a relaxed condition. 5. 歩行者の挙動と傷害に及ぼす身構えの影響 5.1. パラメータスタディの条件衝突直前の身構え筋活動が歩行者の挙動や傷害に及ぼす影響を調べるため, パラメータスタディを実施した. 計算条件は第 4 章に示す検証条件 ( 図 6) と同じ衝突速度 4 km/h とした. 身構えの影響を調べるため, 脱力状態と身構え状態の 2 つの条件を設定した. 脱力状態を表現するために筋に入力する活性度には, 筋の振動による計算不安定の問題を回避できる程度の.5% 以下の小さい値を設定した. また, 歩行者の身構え状態の筋活性度は不明であるため, 筋電計測データ (9) から体幹部の活性度の平均値である 2% を仮定して設定し, 計算開始の ms から 2 ms で筋活性度を % から 2% まで増加させ,2 ms 時に車両との衝突を開始し,2 ms 以降では筋活性度を 2% に維持したパラメータスタディの結果脱力の場合の計算結果は, 第 4 章の結果を使用する. 図 13 に衝突時の歩行者モデルの衝突後 115 ms 時の挙動を示す. この時点の挙動において身構えの場合と比較して脱力の場合は下肢の開きが大きいという違いが見られたものの, その他には明確な差は見られなかった. Right extremity Left extremity (a) Without muscle activity (b) With muscle activity Fig. 13 Comparison of pedestrian behaviors between simulation result with a relaxed condition and that with a braced condition at 115ms. (a) at 25ms Fig. 11 Contour of stress distribution on lower extremities at the time that maximum contact force was predicted with a relaxed condition. Hood (b) at 15ms Fig. 12 Contour of stress distribution on clavicle, ribs and left upper extremity at the time that maximum contact force (at 11ms ) was predicted with a relaxed condition. 図 14 に腰部, 胸部, 頭部のマーカー位置における変位の時間変化について脱力と身構えの計算結果を比較して示す. 脱力と身構えを比較において顕著な差が見られたのは頭部マーカーの上下方向の変位であった. 図 15 に, 衝突開始から頭部と車両との打撃反力が最大となった時刻までの, 頭部頚部胸部腰部膝部踵部の車両に対する水平方向と垂直方向の変位について示す. 図中の人体挙動は身構え状態における頭部衝突時の姿勢である. 脱力よりも身構えの方が頭部や上半身の打撃位置が遠くなり, 下肢は高く上がった. これは, 身構えにより関節が曲がりにくくなっていることが要因であると考えられる. 図 16 に身体各部位と車両との接触反力の最大値を示す. 脱力と比較して身構えでは下肢の接触反力が 7.9kN から 8.5kN に大きくなった. 屈筋と伸筋を共に同じだけ活性化させることで身構えを表現したので, 衝突しても足首や膝関節や股関 494 自動車技術会論文集

5 節が屈曲しにくくなり, 受けた衝撃力を屈曲により減少させることができなかったため, 下肢の接触反力が大きくなったと考えられる. 頭部の接触反力は脱力と比較して身構えでは有意に低下した. 頭部の接触反力には頚部挙動が影響していると考えられる. Head Horizontal Chest Horizontal Pelvis Horizontal Vertical displacement (m) 6 4 Test Head Vertical Chest Vertical Fig. 14 Comparison of displacement time histories of markers between simulation result with a relaxed condition and that with a braced condition Pelvis Vertical 頭部の接触反力には頚部挙動が影響していると考えられることから, 頚部の伸びについて比較した. 図 17 に頚部の伸び量を示す. ここでは頚部の長さを, 第 1 胸椎の後棘突起から後環椎後頭膜の上端付着部 ( 頭蓋骨の大後頭孔の後縁 ) まで Horizontal displacement (m) Head T1 T6 L5 Right knee Left knee Right ankle Left ankle Head T1 T6 L5 Right knee Left knee Right ankle Left ankle Fig. 15 Comparison of trajectories between simulation result with a relaxed condition and that with a braced condition. の距離とした. 脱力と比較して身構えの場合は頚部の伸び量が少なかった. これは, 身構え状態では筋肉が収縮し, 衝突前から衝突後を通じて頚部の伸びが抑制されたためである. 頭部の接触反力が脱力と比較して身構えでは有意に低下した理由は, 脱力の場合では頭部が振り子のように撓って車両に衝突するが, 身構えの場合, 筋緊張により頚部の伸び量が抑制され頭部が車両に衝突するタイミングが遅れたためと考えられる. Maximun Contact Force (kn) R/L_Leg Buttock Trunk L_Arm Head average Fig. 16 Comparison of the maximum contact force between simulation result with a relaxed condition and that with a braced condition. Neck Length (mm) Fig. 17 Comparison of the neck length time histories between simulation result with a relaxed condition and that with a braced condition. 次に, 傷害予測結果について比較する. 膝の靭帯については図 9 で示した脱力状態の場合と同様に身構え状態においても左膝 MCL( 内側側副靱帯 ) と左膝 PCL( 後十字靭帯 ) において破断が発生した. 本条件では膝靭帯損傷について身構えの影響は見られなかった. また, 図 1 で示した脱力状態の場合と同様に, 身構え状態においても左後頭部において骨折が予測された. よって, 本条件では頭蓋骨骨折について身構えの影響は見られなかった. 図 18 に下肢と車両の接触反力が最大となった時刻における下肢皮質骨の応力分布を示す. 図中の丸で示した位置において骨折が予測された. 脱力の場合と比較して身構えの場合に大腿骨の応力が小さくなったが, 脛骨の応力は大きくなった. これは, 屈筋と伸筋を共に同じだけ活性化させることで身構えを表現したので, 衝突しても足首や膝関節や股関節が屈曲 Vol.46,No.2,March

しにくくなったためであり, 受けた衝撃力を屈曲により減少させることができなかったため, 最初に打撃を受ける脛骨にかかる衝撃力が脱力よりも身構えにおいて大きくなったと考えられる. また, 身構えにより脛骨の応力が増加したために, 大腿骨に及ぶ衝撃力が小さくなり, 骨の応力が小さくなったと考えられる. 図 19 に左腕と車両との接触反力が最大となった時刻における鎖骨と上腕骨の応力分布を示す.

18 Contour of stress distribution on lower extremities at the time that maximum contact force was predicted.

19 Contour of stress distribution on clavicle, ribs and left upper extremity at the time that maximum contact force was predicted. 6.

(2) 車両 ( セダン ) 衝突時の歩行者の挙動について全身モデルを用いた計算結果を献体実験データと比較した結果, 脱力時のモデルの挙動は下肢の巻き込みが少なかったものの, 献体実験データと同程度であった. 傷害については脛骨骨折など献体実験データと一致する部分が見られたが, 膝靭帯損傷など実験と異なる傷害も予測されたので, 傷害予測精度について更なる検証が必要である.

6 しにくくなったためであり, 受けた衝撃力を屈曲により減少させることができなかったため, 最初に打撃を受ける脛骨にかかる衝撃力が脱力よりも身構えにおいて大きくなったと考えられる. また, 身構えにより脛骨の応力が増加したために, 大腿骨に及ぶ衝撃力が小さくなり, 骨の応力が小さくなったと考えられる. 図 19 に左腕と車両との接触反力が最大となった時刻における鎖骨と上腕骨の応力分布を示す. 脱力の場合 ( 図 19(a)) と比較して身構えの場合 ( 図 19(b)) では, 鎖骨の応力が低くなった. 身構えにより鎖骨の骨折のリスクが低減される可能性があると考えられる. at 25ms (a) (b) Fig. 18 Contour of stress distribution on lower extremities at the time that maximum contact force was predicted. Hood at 15ms (a) (at 11ms ) at 3ms (b) (at 11ms ) at 15ms Von mises stress Fig. 19 Contour of stress distribution on clavicle, ribs and left upper extremity at the time that maximum contact force was predicted. 6. まとめ本研究は, 衝突直前の筋活動が歩行者傷害に与える影響を調査することを目的として, 全身筋 FE ソリッドモデルを検証するとともに, 身構えの影響を調査するパラメータスタディを行った. 結果を以下にまとめる. (1) モデルの膝部へのせん断衝撃時における膝部の挙動について献体実験データと比較した結果, 脱力時のモデルの挙動は献体の挙動とよく一致した. (2) 車両 ( セダン ) 衝突時の歩行者の挙動について全身モデルを用いた計算結果を献体実験データと比較した結果, 脱力時のモデルの挙動は下肢の巻き込みが少なかったものの, 献体実験データと同程度であった. 傷害については脛骨骨折など献体実験データと一致する部分が見られたが, 膝靭帯損傷など実験と異なる傷害も予測されたので, 傷害予測精度について更なる検証が必要である. (3) 全身モデルを用いて衝突直前の身構えが挙動や傷害に及ぼす影響を調査した. 脱力の場合と比較して身構えでは下肢の挙動が変化し, 頭部の衝突位置も変化した. また, 今回の身構え条件では, 頚部の伸び量, 鎖骨応力は低減した. 今回の解析で得られた衝突直前の身構えが傷害に与える影響の調査結果の妥当性については, 今後, 事故データ調査や事故再現解析等により検証を進める予定である. 謝辞本研究に使用した車両モデルの作成には, トヨタテクニカルディベロップメント ( 株 ) の西村律氏の協力をいただいた. ここに記し, 謝意を表する. 参考文献 (1) 筋応答の影響を考慮した乗員姿勢と傷害に関する分析交通事故例調査分析報告書,ITARDA,p (27) (2) Ejima, S., Zama, Y., Satou, F., Holcombe, S., Ono, K., Kaneoka, K., Shiina, I., "Prediction of the physical motion of the human body based on muscle activity during pre-impact braking" IRCOBI Conference, P (28) (3) Dhaliwal, T. S., Beillas, P., Chou, C. C., Prasad, P., Yang, K. H., King, A.I.,"Structural response of lower leg muscles in compression: a low impact energy study employing volunteers, cadavers and the Hybrid Ⅲ" Stapp Car Crash Journal Vol.46, No , p (22) (4) 中平祐子, 岩本正実. 全身筋 FE ソリッドモデルを用いた乗員胸部傷害解析. 自動車技術会論文集, Vol.42, No.6, p , (211) (5) Kajzer, J., et al. "Shearing and Bending Effects at the Knee Joint at High Speed Lateral Loading", SAE Paper , p , (1997) (6) Nagasaka K, Mizuno K, Tanaka E, Yamamoto S, Iwamoto M, Miki K, Kajzer J. "Finite Element Analysis of Knee Injury Risks in Car-to-Pedestrian Impacts". Traffic Injury Prevention, Vol.4, p , (23) (7) Schroeder, G., Konosu, A., Ishikawa, H., Kajzer, J., "Injury Mechanism of Pedestrians during a Front-End Collision with a Late Model Car." JSAE Spring Convention, No.24255, p.4-45, (2) (8) Digimation, Inc.: 3D Libraries, Digimation, ( 参照 ) (9) 岩本正実, 金原秀行, 杉山喬彦. 人体全身筋 FE バーモデルを用いた前突乗員身構え解析. 自動車技術会論文集, Vol.41, No.6, p , (21) 496 自動車技術会論文集

Study on Throw Accuracy for Baseball Pitching Machine with Roller (Study of Seam of Ball and Roller) Shinobu SAKAI*5, Juhachi ODA, Kengo KAWATA and Yu

Study on Throw Accuracy for Baseball Pitching Machine with Roller (Study of Seam of Ball and Roller) Shinobu SAKAI*5, Juhachi ODA, Kengo KAWATA and Yuichiro KITAGAWA Department of Human and Mechanical

研究論文 全身筋 FE ソリッドモデルを用いた歩行者の衝突傷害解析 * 中平祐子 1) 岩本正実 2) Impact Analyses Using a Pedestrian FE Model with Muscular Solid Elements Yuko Naka

研究論文全身筋 FE ソリッドモデルを用いた歩行者の衝突傷害解析 * 中平祐子 1) 岩本正実 2) Impact Analyses Using a Pedestrian FE Model with Muscular Solid Elements Yuko Naka