包佳儀， 王興偉， 周前祥， 諶玉紅， 李晨明， 劉華蔚

(1. 北京航空航天大學(xué)生物與醫(yī)學(xué)工程學(xué)院, 北京 100083; 2. 北京航空航天大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程高精尖創(chuàng)新中心， 北京 100083； 3. 空軍航空醫(yī)學(xué)研究所, 北京 100142； 4. 軍需工程技術(shù)研究所， 北京 100010；5. 中國(guó)人民解放軍總醫(yī)院， 北京 100853)

航空母艦是海軍的核心力量，而艦載機(jī)是航空母艦的威力所在，因此其研究和發(fā)展一直是各軍事強(qiáng)國(guó)關(guān)注的重點(diǎn)。艦載機(jī)依靠阻攔索等輔助設(shè)備在航空母艦甲板上降落，在阻攔著艦的短暫過(guò)程中飛行員要承受持續(xù)2 s左右水平方向上的載荷，這種載荷被稱為著艦阻攔載荷[1]。阻攔載荷會(huì)造成頭頸部與肢體之間的異常相對(duì)運(yùn)動(dòng)，導(dǎo)致頸椎延伸過(guò)度。艦載機(jī)飛行員長(zhǎng)期反復(fù)暴露于該飛行環(huán)境易引起頸椎揮鞭(whiplash)損傷。據(jù)報(bào)道，美太平洋艦隊(duì)F/A-18艦載機(jī)飛行人員有74%以頸部疼痛為首發(fā)癥的頭頸部損傷發(fā)生[2]。

目前，國(guó)內(nèi)外學(xué)者對(duì)艦載機(jī)阻攔著艦過(guò)程對(duì)飛行員產(chǎn)生的影響的研究主要集中在飛行員出現(xiàn)的生理及心理現(xiàn)象。張建等結(jié)合外軍艦載機(jī)總結(jié)了飛行員生理及心理職業(yè)特點(diǎn)，指出特殊起降時(shí)的反復(fù)沖擊性加速度會(huì)造成肢體和頭頸部與軀干的異常相對(duì)運(yùn)動(dòng)，這不僅能引起飛行員頸肌拉傷，還能造成頸椎骨折、韌帶撕裂、椎間盤退變和椎間盤突出等[3]。對(duì)于頸部損傷的研究，張建國(guó)等利用所建立的人體頭頸部有限元模型仿真分析了揮鞭樣損傷，得出頸椎在揮鞭運(yùn)動(dòng)過(guò)程中的變化規(guī)律, 結(jié)果表明，C7-T1 的最大過(guò)伸角度可達(dá)20°，椎間盤所受最大應(yīng)力值16 MPa[4]。但對(duì)于持續(xù)性過(guò)載條件下，艦載機(jī)飛行員頭頸部可能產(chǎn)生的損傷狀況及發(fā)生損傷的概率等問(wèn)題的研究卻鮮有報(bào)道。

因此，本文將采用有限元模型仿真的方法來(lái)計(jì)算和分析艦載機(jī)飛行員在阻攔著艦過(guò)程中持續(xù)性過(guò)載導(dǎo)致的頭頸部的應(yīng)力分布和應(yīng)變情況，并結(jié)合損傷評(píng)價(jià)判定準(zhǔn)則分析計(jì)算是否會(huì)造成頸部損傷及損傷發(fā)生概率。研究結(jié)果可為飛行員頭頸部保護(hù)裝置的設(shè)計(jì)與改進(jìn)提供理論依據(jù)，從而最大限度地減輕艦載機(jī)飛行員在阻攔著艦過(guò)程中頭頸部的傷害。

1 幾何模型與有限元模型的建立

為了得到更準(zhǔn)確的仿真計(jì)算結(jié)果，參考人體頭頸部解剖學(xué)結(jié)果，建立生物逼真度較高的人體頭頸部有限元模型，包括頭骨、椎骨、椎間盤、韌帶、肌肉和關(guān)節(jié)軟骨等組織。

1.1 幾何模型的建立

根據(jù)中國(guó)艦載機(jī)飛行員50百分位的人體基本數(shù)據(jù)，選取24歲，身高172 cm，體重62 kg的健康男性志愿者一名，無(wú)頭頸部骨骼畸形和病變。采用GE公司16排螺旋CT進(jìn)行掃描，得到第3節(jié)胸椎(T3) 及以上的人體組織CT圖像共560張，分辨率為512像素×512像素。

將所得CT圖像導(dǎo)入到Mimics17.0中，通過(guò)閾值分割提取骨質(zhì)的灰度信息，分別建立頭部和C1-T1的3D骨骼模型。再將模型依次導(dǎo)入RapidformXOR3中進(jìn)行光滑處理，得到平滑的頭頸部幾何模型。之后將該幾何模型導(dǎo)入到Geomagic Studio12.0中，通過(guò)網(wǎng)格醫(yī)生對(duì)模型進(jìn)行分析檢查，并進(jìn)一步修復(fù)得到光滑的幾何特征，然后擬合并構(gòu)造曲面，完成由點(diǎn)云數(shù)據(jù)到幾何曲面模型的轉(zhuǎn)化。

椎間盤則在SolidWorks軟件中繪制(如圖1所示)。根據(jù)上下椎體表面的輪廓來(lái)繪制椎間盤的外輪廓，并利用縮放等功能將椎間盤分為髓核和纖維環(huán)兩部分。

圖1 椎間盤建立Fig.1 Intervertebral disc building

1.2 有限元模型的建立

1) 網(wǎng)格劃分

將經(jīng)過(guò)平滑優(yōu)化處理過(guò)的曲面幾何模型導(dǎo)入到 Hypermesh14.0 中進(jìn)行網(wǎng)格的劃分。椎體結(jié)構(gòu)復(fù)雜，劃分為四面體網(wǎng)格，椎間盤結(jié)構(gòu)規(guī)則，劃分為六面體網(wǎng)格，網(wǎng)格單元尺寸均為1 mm。

2) 軟組織模型建立

在 ABAQUS 中，參考人體頭頸部解剖學(xué)中韌帶形態(tài)以及在骨骼上的起止附著點(diǎn)，以線單元的形式連接起止點(diǎn)并賦予相應(yīng)的橫截面積，完成韌帶的建立。建立的韌帶有限元模型主要包括：前縱韌帶(ALL)、后縱韌帶(PLL)、黃韌帶(LF)、關(guān)節(jié)囊韌帶(JCL)、棘間與棘上韌帶(ISL&SSL)。此外頭部與頸椎之間的連接處還有寰枕前膜(AAOM)、寰枕后膜(PPOM)、寰椎橫韌帶(TL)、翼狀韌帶(AIL)和齒突尖韌帶(APL)。

肌肉采用與韌帶同樣的方式構(gòu)建。參考頭頸部解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，通過(guò)連接肌肉起止附著點(diǎn)，并賦予橫截面積來(lái)模擬頭頸部主要肌肉[5]，包括胸鎖乳突肌、頸長(zhǎng)肌、頭長(zhǎng)肌、頭夾肌、前斜角肌、中斜角肌、后斜角肌和斜方肌等。

由于軟骨終板位于椎體皮質(zhì)骨上下表面，被認(rèn)為是椎體皮質(zhì)骨結(jié)構(gòu)的一部分[6]，在ABAQUS 中，選取椎體上下表面的部分，并通過(guò)拉伸的方式，向椎體的內(nèi)部偏移(offset)0.5 mm作為軟骨終板，這樣的方式能保證軟骨終板與椎體共節(jié)點(diǎn)，以便更好地連接在一起。

3) 材料屬性

在模型的幾何形態(tài)滿足仿真精度前提下，各組織材料屬性的選取對(duì)有限元模型的計(jì)算精度至關(guān)重要。本文結(jié)合文獻(xiàn)[7-8]采用的數(shù)據(jù)設(shè)置模型的材料屬性：椎骨包括皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨兩部分，皮質(zhì)骨選擇殼單元(Shell)，松質(zhì)骨選擇實(shí)體(Solid)單元，軟骨終板也采用殼單元來(lái)模擬。纖維環(huán)與髓核采用六面體實(shí)體單元，選用各向同性的線彈性材料。由于韌帶主要承受拉力，受壓縮的情況下幾乎沒(méi)有力學(xué)響應(yīng)。因此韌帶采用各向同性的線彈性材料，且設(shè)置為不可壓縮。參考文獻(xiàn)[9] 中給定的關(guān)節(jié)軟骨的材料參數(shù)，亦采用各向同性的線彈性材料。具體參數(shù)見(jiàn)表1。

肌肉具有特殊的力學(xué)特性：一方面，在外界載荷的作用下，肌肉可以被動(dòng)地承受載荷，另一方面，又能通過(guò)神經(jīng)的支配產(chǎn)生主動(dòng)收縮力。本文參考Li等的研究[10]，僅模擬肌肉被動(dòng)響應(yīng)，材料選用超彈性材料中的 Ogden 模型，具體參數(shù)如表2所示。

4) 模型的裝配

將各部分分別賦予材料屬性后，即進(jìn)行裝配工作。將韌帶與其在頭部及椎體上的附著區(qū)域進(jìn)行捆綁約束，使其不發(fā)生相對(duì)運(yùn)動(dòng)。同樣，椎體與關(guān)節(jié)軟骨、肌肉，纖維環(huán)與髓核也進(jìn)行捆綁約束[11]。由于關(guān)節(jié)軟骨之間存在著滑動(dòng)，故每對(duì)關(guān)節(jié)軟骨之間建立無(wú)摩擦有限滑移面-面接觸方式。由于本文只分析頸部的受力與損傷情況，故將頭部實(shí)體化處理，并添加 4.69 kg 的質(zhì)量[12]。裝配完成后的有限元模型如圖2所示。

表1 模型材料參數(shù)[7-9]

表2 肌肉的參數(shù)設(shè)置[10]

圖2 完整有限元模型Fig.2 Complete finite element model

2 頭頸部有限元模型的驗(yàn)證

本文結(jié)合Panjabi等[13]進(jìn)行的頭頸部基礎(chǔ)運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)和Ewing 等[14]的志愿者前碰撞實(shí)驗(yàn)，從靜態(tài)及動(dòng)態(tài)2個(gè)方面對(duì)有限元模型的有效性進(jìn)行了驗(yàn)證。

1) 靜態(tài)驗(yàn)證

依據(jù)Panjabi等的頭頸部基礎(chǔ)運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)[13]，對(duì)模型進(jìn)行仿真計(jì)算。建立如圖3所示坐標(biāo)系。

約束第1節(jié)胸椎 T1 下表面的6個(gè)自由度。在頭部的旋轉(zhuǎn)中心位置選擇一參考點(diǎn)，并與頭部的其他節(jié)點(diǎn)進(jìn)行運(yùn)動(dòng)耦合約束，在該點(diǎn)上分別在±X、±Y、±Z方向加載 1.5 N·m 的純力矩[15]，分別產(chǎn)生前屈、后伸、左右側(cè)屈以及軸向旋轉(zhuǎn)。然后，分別在椎體的前部選取參考點(diǎn)，輸出各個(gè)參考點(diǎn)在該坐標(biāo)系的運(yùn)動(dòng)參數(shù)，并計(jì)算出相鄰椎體之間的椎間活動(dòng)度(相鄰椎體間活動(dòng)角度之差)。

靜態(tài)驗(yàn)證將仿真計(jì)算出的椎間活動(dòng)度與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)做對(duì)比分析，分為前屈、后伸、側(cè)屈和軸向旋轉(zhuǎn)4個(gè)過(guò)程。以側(cè)屈過(guò)程為例，活動(dòng)度和仿真效果如圖4、圖5所示，圖4灰色線段為標(biāo)準(zhǔn)誤差線,C1～C7為椎骨編號(hào)。

由圖4可見(jiàn)，仿真計(jì)算得到的數(shù)據(jù)與離體實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行對(duì)比，各椎體之間的活動(dòng)度均在離體實(shí)驗(yàn)的誤差范圍之內(nèi)，F(xiàn)E 仿真數(shù)據(jù)與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)基本吻合。因此可認(rèn)為 FE 模型能較好地模擬頸椎受力時(shí)真實(shí)運(yùn)動(dòng)情況，仿真計(jì)算結(jié)果可信。

圖3 坐標(biāo)系示意圖Fig.3 Schematic diagram of coordinate system

圖4 側(cè)屈椎間活動(dòng)度數(shù)據(jù)對(duì)比Fig.4 Data comparison of lateral flexion intervertebral range of motion

圖5 側(cè)屈過(guò)程仿真結(jié)果Fig.5 Simulation results of lateral flexion process

2) 動(dòng)態(tài)驗(yàn)證

通過(guò)Ewing 等的志愿者碰撞實(shí)驗(yàn)[14]數(shù)據(jù)，驗(yàn)證模型的動(dòng)力學(xué)響應(yīng)。約束第1節(jié)胸椎 T1 在X和Z方向上的平動(dòng)自由度，以及冠狀面和水平面上的旋轉(zhuǎn)自由度，僅釋放Y方向上的平動(dòng)自由度和矢狀面上的旋轉(zhuǎn)自由度。在整個(gè) T1 上同時(shí)施加Y方向上的加速度和矢狀面上向前的旋轉(zhuǎn)角度來(lái)模擬前碰撞實(shí)驗(yàn)，模型處于正常重力場(chǎng)中。整個(gè)仿真過(guò)程持續(xù) 250 ms，加載的 T1 加速度和轉(zhuǎn)動(dòng)角度如圖6和圖7所示。

動(dòng)態(tài)驗(yàn)證從有限元模型仿真的結(jié)果中獲取前碰撞頭部的運(yùn)動(dòng)參數(shù)。選取頭部重心Y方向上的加速度與志愿者前碰撞實(shí)驗(yàn)的結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，由于該實(shí)驗(yàn)包含多名志愿者，因此給出數(shù)據(jù)上限和下限曲線，如圖8所示。從仿真數(shù)據(jù)與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)比結(jié)果來(lái)看，仿真得到的頭部加速度結(jié)果與 實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)有很好的相似性，基本上都在實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的上下限范圍之內(nèi)；仿真計(jì)算數(shù)據(jù)的曲線趨勢(shì)與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)曲線趨勢(shì)一致，但在時(shí)間上稍有延遲。這主要是由于人體肌肉具有主動(dòng)收縮能力，而模型只模擬了肌肉的被動(dòng)收縮能力造成的。

圖6 T1加載的加速度-時(shí)間曲線Fig.6 Acceleration-time curve of T1 loading

圖7 T1加載的轉(zhuǎn)動(dòng)角度-時(shí)間曲線Fig.7 Rotation angle-time curve of T1 loading

圖8 Y方向上的加速度-時(shí)間對(duì)比Fig.8 Acceleration-time comparison in Y direction

綜上所述，本文所建立人體頭頸部有限元模型具有很好的生物逼真度，動(dòng)力學(xué)響應(yīng)與真實(shí)實(shí)驗(yàn)結(jié)果基本吻合，故認(rèn)為該有限元模型計(jì)算結(jié)果可信，可用于阻攔著艦過(guò)程中的動(dòng)力學(xué)仿真分析。

3 阻攔著艦過(guò)程有限元仿真計(jì)算

利用所建立的模型對(duì)艦載機(jī)阻攔著艦過(guò)程飛行員頭頸部的受力過(guò)程進(jìn)行仿真分析。根據(jù)文獻(xiàn)[16]中所給出的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，本文選取50 000 lb重量的艦載機(jī)加速度-時(shí)間曲線(1 lb=0.453 59 kg)，如圖9所示。T1除了前后方向上的平動(dòng)自由度和矢狀面的旋轉(zhuǎn)自由度以外，其他自由度均進(jìn)行約束，將加速度載荷施加到整個(gè)T1，并給整個(gè)頭頸部模型一個(gè)初始的速度 57 m/s。整個(gè)模型處在1g加速度的重力場(chǎng)中，且考慮到飛行員頭部佩戴頭盔，頭部質(zhì)量增加 2.04～6.73 kg[17]。整個(gè)過(guò)程持續(xù)2.7 s，加速度最大值為28 m/s2。

圖9 艦載機(jī)阻攔著艦加速度-時(shí)間曲線Fig.9 Acceleration-time curve during arrest deck-landing of carrier-based aircraft

3.1 仿真結(jié)果分析

1) 椎骨的應(yīng)力分析

仿真計(jì)算后，截取各椎骨出現(xiàn)最大應(yīng)力時(shí)的應(yīng)力云圖，如圖10所示。由圖中數(shù)據(jù)可知椎骨受到的應(yīng)力從C1至C7逐漸遞增。這是由于飛行員的身體部位有安全帶束縛，因此越接近胸腔的椎骨活動(dòng)度越小，在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中所受的應(yīng)力也就越大。應(yīng)力集中出現(xiàn)在椎弓下兩側(cè)的位置，最大值為95.39 MPa，無(wú)明顯形變。而人體皮質(zhì)骨強(qiáng)度為227 MPa[18]，可見(jiàn)椎骨所受應(yīng)力并不足以直接造成椎骨的損傷，但該過(guò)程存在應(yīng)力集中點(diǎn)，長(zhǎng)期重復(fù)受力，易造成疲勞傷害。

2) 椎間盤應(yīng)力分析

求每個(gè)椎間盤所有節(jié)點(diǎn)的應(yīng)力均值，輸出應(yīng)力-時(shí)間曲線，如圖11所示。C7-T1椎間盤的應(yīng)力值最大，最大值達(dá)到18.3 MPa，這與文獻(xiàn)[4]的仿真計(jì)算結(jié)果基本一致。其他椎間盤的應(yīng)力逐級(jí)減小，但C4-C5的應(yīng)力均值卻大于C5-C6。

截取1 300 ms左右仿真過(guò)程中的運(yùn)動(dòng)形態(tài)圖，如圖12所示，該時(shí)刻頸椎呈反“S”型，而C4-C5椎間盤正處于彎曲處，因此受到了較大的應(yīng)力。較大的應(yīng)力集中易造成纖維環(huán)的破損，引起椎間盤突出等疾病，因此，相比于其他部位，該處也更容易造成損傷。臨床上C4-C5椎間盤的發(fā)病率高于其他部位，說(shuō)明該部位的應(yīng)力較大，這與計(jì)算結(jié)果相符。

3) 主要韌帶最大拉伸量

通過(guò)仿真計(jì)算可以得到主要韌帶的相對(duì)最大拉伸量，如圖13所示，關(guān)節(jié)囊韌帶的拉伸最長(zhǎng)，棘間棘上韌帶次之。由此可以看出，頸部過(guò)度前屈會(huì)導(dǎo)致關(guān)節(jié)囊韌帶拉伸較長(zhǎng)，易造成韌帶拉傷或松弛，從而引起椎體失穩(wěn)。頸椎失穩(wěn)也是飛行員最常見(jiàn)的疾病之一。

圖10 C7椎骨應(yīng)力云圖Fig.10 Stress contour of C7 vertebrae

圖11 椎間盤應(yīng)力-時(shí)間曲線Fig.11 Intervertebral discs’ stress-time curve

圖12 1 300 ms時(shí)椎體反“S”型Fig.12 Vertebral anti-S type at 1 300 ms

圖13 主要韌帶相對(duì)最大拉伸量Fig.13 Maximum relative tensile strain of main ligaments

3.2 頸部損傷判定和預(yù)測(cè)

為了進(jìn)一步確定頸部的損傷情況，需對(duì)頸部損傷判定標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行計(jì)算。國(guó)際公認(rèn)的頸部損傷評(píng)價(jià)準(zhǔn)則有NIC(Neck Injury Criterion)，IV-NIC (Intervertebral Neck Injury Criterion)，以及Nij、Nkm等。本文選取NIC和Nij兩準(zhǔn)則進(jìn)行損傷評(píng)估分析。

1) NIC損傷判定

頸椎損傷評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)NIC準(zhǔn)則計(jì)算公式如下：

(1)

式中：arelative為頭部質(zhì)心與第1節(jié)胸椎在水平方向上的相對(duì)加速度，m/s2；Vrelative為頭部質(zhì)心與第1節(jié)胸椎在水平方向上的相對(duì)速度，m/s；0.2為通過(guò)測(cè)量豬頸椎的長(zhǎng)度得到的常量，單位為m[19]。

仿真得到頭部質(zhì)心與 T1 之間的相對(duì)加速度與相對(duì)速度，分別如圖14(a)、(b)所示。從相對(duì)加速度的圖中可以看出，在0.4 s左右頭部質(zhì)心與T1之間的相對(duì)加速度達(dá)到最大值。

圖14 頭部質(zhì)心與 T1相對(duì)加速度和相對(duì)速度Fig.14 Mass center of head and T1 relative acceleration and relative speed

根據(jù) NIC 的公式，計(jì)算得到 NIC 值隨時(shí)間變化的曲線如圖15所示。

圖15 NIC-時(shí)間曲線Fig.15 NIC-time curve

從計(jì)算的結(jié)果可以看出，NIC 最大值為10.85 m2/s2，介于Panjabi等給出的損傷的閾值8.7 m2/s2[20]和Bostr?m等給出的閾值15 m2/s2[19]之間，故可以預(yù)測(cè)，頸部脊髓不會(huì)發(fā)生損傷，但頸椎的軟組織可能會(huì)有損傷。從實(shí)際情況來(lái)看，飛行員在阻攔著艦的過(guò)程中，過(guò)載的加速度沒(méi)有碰撞的瞬時(shí)加速度高，椎骨及內(nèi)部的脊髓很少會(huì)受到損傷，但由于頭頸部的過(guò)度前屈，伴隨著韌帶的拉伸，很有可能會(huì)造成韌帶的損傷，此外，椎間盤也會(huì)受到較強(qiáng)的壓縮從而可能會(huì)造成損傷。

2)Nij損傷判定

Nij頸部損傷準(zhǔn)則是美國(guó)高速公路安全管理局(National Highway Traffic Safety Administration，NHTSA)提出用于前碰撞過(guò)程中頸椎發(fā)生嚴(yán)重?fù)p傷的風(fēng)險(xiǎn)評(píng)估[21]。Nij為利用力和力矩的組合來(lái)預(yù)測(cè)前碰撞過(guò)程中頸部可能發(fā)生損傷的概率?；竟綖?/p>

Nij(t)=Fz/Fint+My/Mint

(2)

式中：下標(biāo)i為下標(biāo)代表軸向載荷(拉伸或壓縮)；下標(biāo)j代表矢狀面的屈伸運(yùn)動(dòng)(前屈或后伸)；Fz為指枕骨踝(Occipital Condyles，OC)處的軸向載荷力，N；My為指枕骨踝處的屈伸力矩，N·m；Fint為指軸向力標(biāo)準(zhǔn)化截距值，N；Mint為指轉(zhuǎn)矩的標(biāo)準(zhǔn)化截距值，N·m。

文獻(xiàn)[21]中給出了各種體型的假人所應(yīng)當(dāng)采用的標(biāo)準(zhǔn)截距值，本文選取第50百分位的標(biāo)準(zhǔn)值，如圖16所示。

因?yàn)樽钄r著艦的過(guò)程中，由于整個(gè)過(guò)程是減速運(yùn)動(dòng)，頸椎相當(dāng)于做前屈的運(yùn)動(dòng)，且頭部的速度相對(duì)于T1總是向前的，故可判定為向前的拉伸，此時(shí)從圖16可知，F(xiàn)int的值為4 500 N，Mint的值310 N·m。通過(guò)仿真結(jié)果并計(jì)算，得到阻攔著艦過(guò)程中的Nij值隨時(shí)間t的變化曲線如圖17所示。

2 s左右時(shí)，Nij的值達(dá)到最大，最大值為 0.902。選取Nij的最大值通過(guò)式(3) 計(jì)算頸部發(fā)生不同AIS(Abbreviated Injury Scale) 等級(jí)損傷的概率P[21]。

(3)

圖16 第50百分位假人Nij標(biāo)準(zhǔn)化截距值Fig.16 The 50th percent dummy Nijnormalized intercept value

圖17 Nij時(shí)間曲線Fig.17 Nij time curve

文獻(xiàn)[22]給出了簡(jiǎn)明損傷定級(jí)法，并給出了不同 AIS等級(jí)的損傷描述，如表3所示。

通過(guò)計(jì)算，分別得到發(fā)生各級(jí)損傷的概率如表4所示。

表3 AIS 等級(jí)及損傷描述[22]Table 3 AIS and injury description[22]

表4 預(yù)測(cè)各級(jí)損傷發(fā)生的概率Table 4 Probability prediction of injury at all levels

結(jié)合AIS損傷等級(jí)的描述，發(fā)生中度及以上傷的概率為27.37%，較重及以上傷的概率為18.99%，嚴(yán)重及以上傷的概率為16.59%，而發(fā)生危重及以上傷的概率僅為6.07%?？梢?jiàn)，阻攔著艦過(guò)程中飛行員頭頸部發(fā)生危重傷的概率很小。

4 結(jié) 論

通過(guò)對(duì)艦載機(jī)阻攔著艦過(guò)程中人體頸部的生物力學(xué)仿真計(jì)算，分析飛行員在該過(guò)程中的損傷情況，結(jié)果表明：

1) 應(yīng)力最大值出現(xiàn)在C7椎弓下兩側(cè)的位置，大小為95.39 MPa，無(wú)明顯形變?？梢?jiàn)椎骨所受應(yīng)力并不足以直接造成椎骨的損傷，但由于存在應(yīng)力集中點(diǎn)，長(zhǎng)期重復(fù)受力，易造成疲勞傷害。

2) 阻攔著艦過(guò)程造成頭頸部過(guò)度前伸，導(dǎo)致關(guān)節(jié)囊韌帶拉伸較其他韌帶更長(zhǎng)，更易造成拉傷或松弛，從而引起椎體失穩(wěn)。

3) 椎間盤的應(yīng)力值最大均值出現(xiàn)在C7-T1，達(dá)到18.3 MPa。與其他相鄰椎間盤間應(yīng)力變化相反，C4-C5的應(yīng)力均值大于C5-C6，因此，該部位更容易造成損傷，這與臨床報(bào)告C4-C5椎間盤發(fā)病率高于其他部位結(jié)果一致。

4) 結(jié)合NIC和Nij損傷標(biāo)準(zhǔn)分析可知，阻攔著艦過(guò)程造成飛行員頭頸部危重及以上損傷的概率僅為6.07%，即造成椎骨和脊髓損傷的可能性很小。

綜上所述，在艦載機(jī)飛行員防護(hù)裝備的設(shè)計(jì)開(kāi)發(fā)過(guò)程中，應(yīng)考慮設(shè)計(jì)有緩沖或固定作用的頭枕、更貼合頸部曲線的頸枕，以及通過(guò)設(shè)計(jì)降低頭盔重量等方法，來(lái)降低阻攔著艦過(guò)程對(duì)飛行員頭頸部的損傷概率。另外，在飛行員體能訓(xùn)練過(guò)程中應(yīng)強(qiáng)化頸部肌肉力量的訓(xùn)練。