阻攔著艦過程中飛行員頸部的損傷分析與預測

包佳儀， 王興偉， 周前祥， 諶玉紅， 李晨明， 劉華蔚

(1. 北京航空航天大學生物與醫學工程學院, 北京 100083; 2. 北京航空航天大學生物醫學工程高精尖創新中心， 北京 100083； 3. 空軍航空醫學研究所, 北京 100142； 4. 軍需工程技術研究所， 北京 100010；5. 中國人民解放軍總醫院， 北京 100853)

航空母艦是海軍的核心力量，而艦載機是航空母艦的威力所在，因此其研究和發展一直是各軍事強國關注的重點。艦載機依靠阻攔索等輔助設備在航空母艦甲板上降落，在阻攔著艦的短暫過程中飛行員要承受持續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]。阻攔載荷會造成頭頸部與肢體之間的異常相對運動，導致頸椎延伸過度。艦載機飛行員長期反復暴露于該飛行環境易引起頸椎揮鞭(whiplash)損傷。據報道，美太平洋艦隊F/A-18艦載機飛行人員有74%以頸部疼痛為首發癥的頭頸部損傷發生[2]。

目前，國內外學者對艦載機阻攔著艦過程對飛行員產生的影響的研究主要集中在飛行員出現的生理及心理現象。張建等結合外軍艦載機總結了飛行員生理及心理職業特點，指出特殊起降時的反復沖擊性加速度會造成肢體和頭頸部與軀干的異常相對運動，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]。對于頸部損傷的研究，張建國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，得出頸椎在揮鞭運動過程中的變化規律, 結果表明，C7-T1 的最大過伸角度可達20°，椎間盤所受最大應力值16 MPa[4]。但對于持續性過載條件下，艦載機飛行員頭頸部可能產生的損傷狀況及發生損傷的概率等問題的研究卻鮮有報道。

因此，本文將采用有限元模型仿真的方法來計算和分析艦載機飛行員在阻攔著艦過程中持續性過載導致的頭頸部的應力分布和應變情況，并結合損傷評價判定準則分析計算是否會造成頸部損傷及損傷發生概率。研究結果可為飛行員頭頸部保護裝置的設計與改進提供理論依據，從而最大限度地減輕艦載機飛行員在阻攔著艦過程中頭頸部的傷害。

1 幾何模型與有限元模型的建立

為了得到更準確的仿真計算結果，參考人體頭頸部解剖學結果，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、肌肉和關節軟骨等組織。

1.1 幾何模型的建立

根據中國艦載機飛行員50百分位的人體基本數據，選取24歲，身高172 cm，體重62 kg的健康男性志愿者一名，無頭頸部骨骼畸形和病變。采用GE公司16排螺旋CT進行掃描，得到第3節胸椎(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圖像導入到Mimics17.0中，通過閾值分割提取骨質的灰度信息，分別建立頭部和C1-T1的3D骨骼模型。再將模型依次導入RapidformXOR3中進行光滑處理，得到平滑的頭頸部幾何模型。之后將該幾何模型導入到Geomagic Studio12.0中，通過網格醫生對模型進行分析檢查，并進一步修復得到光滑的幾何特征，然后擬合并構造曲面，完成由點云數據到幾何曲面模型的轉化。

椎間盤則在SolidWorks軟件中繪制(如圖1所示)。根據上下椎體表面的輪廓來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) 網格劃分

將經過平滑優化處理過的曲面幾何模型導入到 Hypermesh14.0 中進行網格的劃分。椎體結構復雜，劃分為四面體網格，椎間盤結構規則，劃分為六面體網格，網格單元尺寸均為1 mm。

2) 軟組織模型建立

在 ABAQUS 中，參考人體頭頸部解剖學中韌帶形態以及在骨骼上的起止附著點，以線單元的形式連接起止點并賦予相應的橫截面積，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)、關節囊韌帶(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建。參考頭頸部解剖學結構，通過連接肌肉起止附著點，并賦予橫截面積來模擬頭頸部主要肌肉[5]，包括胸鎖乳突肌、頸長肌、頭長肌、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骨上下表面，被認為是椎體皮質骨結構的一部分[6]，在ABAQUS 中，選取椎體上下表面的部分，并通過拉伸的方式，向椎體的內部偏移(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點，以便更好地連接在一起。

3) 材料屬性

在模型的幾何形態滿足仿真精度前提下，各組織材料屬性的選取對有限元模型的計算精度至關重要。本文結合文獻[7-8]采用的數據設置模型的材料屬性：椎骨包括皮質骨和松質骨兩部分，皮質骨選擇殼單元(Shell)，松質骨選擇實體(Solid)單元，軟骨終板也采用殼單元來模擬。纖維環與髓核采用六面體實體單元，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有力學響應。因此韌帶采用各向同性的線彈性材料，且設置為不可壓縮。參考文獻[9] 中給定的關節軟骨的材料參數，亦采用各向同性的線彈性材料。具體參數見表1。

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

4) 模型的裝配

將各部分分別賦予材料屬性后，即進行裝配工作。將韌帶與其在頭部及椎體上的附著區域進行捆綁約束，使其不發生相對運動。同樣，椎體與關節軟骨、肌肉，纖維環與髓核也進行捆綁約束[11]。由于關節軟骨之間存在著滑動，故每對關節軟骨之間建立無摩擦有限滑移面-面接觸方式。由于本文只分析頸部的受力與損傷情況，故將頭部實體化處理，并添加 4.69 kg 的質量[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[7-9]

表2 肌肉的參數設置[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證

本文結合Panjabi等[13]進行的頭頸部基礎運動實驗和Ewing 等[14]的志愿者前碰撞實驗，從靜態及動態2個方面對有限元模型的有效性進行了驗證。

1) 靜態驗證

依據Panjabi等的頭頸部基礎運動實驗[13]，對模型進行仿真計算。建立如圖3所示坐標系。

約束第1節胸椎 T1 下表面的6個自由度。在頭部的旋轉中心位置選擇一參考點，并與頭部的其他節點進行運動耦合約束，在該點上分別在±X、±Y、±Z方向加載 1.5 N·m 的純力矩[15]，分別產生前屈、后伸、左右側屈以及軸向旋轉。然后，分別在椎體的前部選取參考點，輸出各個參考點在該坐標系的運動參數，并計算出相鄰椎體之間的椎間活動度(相鄰椎體間活動角度之差)。

靜態驗證將仿真計算出的椎間活動度與實驗數據做對比分析，分為前屈、后伸、側屈和軸向旋轉4個過程。以側屈過程為例，活動度和仿真效果如圖4、圖5所示，圖4灰色線段為標準誤差線,C1～C7為椎骨編號。

由圖4可見，仿真計算得到的數據與離體實驗數據進行對比，各椎體之間的活動度均在離體實驗的誤差范圍之內，FE 仿真數據與實驗數據基本吻合。因此可認為 FE 模型能較好地模擬頸椎受力時真實運動情況，仿真計算結果可信。

圖3 坐標系示意圖Fig.3 Schematic diagram of coordinate system

圖4 側屈椎間活動度數據對比Fig.4 Data comparison of lateral flexion intervertebral range of motion

圖5 側屈過程仿真結果Fig.5 Simulation results of lateral flexion process

2) 動態驗證

通過Ewing 等的志愿者碰撞實驗[14]數據，驗證模型的動力學響應。約束第1節胸椎 T1 在X和Z方向上的平動自由度，以及冠狀面和水平面上的旋轉自由度，僅釋放Y方向上的平動自由度和矢狀面上的旋轉自由度。在整個 T1 上同時施加Y方向上的加速度和矢狀面上向前的旋轉角度來模擬前碰撞實驗，模型處于正常重力場中。整個仿真過程持續 250 ms，加載的 T1 加速度和轉動角度如圖6和圖7所示。

動態驗證從有限元模型仿真的結果中獲取前碰撞頭部的運動參數。選取頭部重心Y方向上的加速度與志愿者前碰撞實驗的結果進行對比，由于該實驗包含多名志愿者，因此給出數據上限和下限曲線，如圖8所示。從仿真數據與實驗數據對比結果來看，仿真得到的頭部加速度結果與 實驗數據有很好的相似性，基本上都在實驗數據的上下限范圍之內；仿真計算數據的曲線趨勢與實驗數據曲線趨勢一致，但在時間上稍有延遲。這主要是由于人體肌肉具有主動收縮能力，而模型只模擬了肌肉的被動收縮能力造成的。

圖6 T1加載的加速度-時間曲線Fig.6 Acceleration-time curve of T1 loading

圖7 T1加載的轉動角度-時間曲線Fig.7 Rotation angle-time curve of T1 loading

圖8 Y方向上的加速度-時間對比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，動力學響應與真實實驗結果基本吻合，故認為該有限元模型計算結果可信，可用于阻攔著艦過程中的動力學仿真分析。

3 阻攔著艦過程有限元仿真計算

利用所建立的模型對艦載機阻攔著艦過程飛行員頭頸部的受力過程進行仿真分析。根據文獻[16]中所給出的實驗數據，本文選取50 000 lb重量的艦載機加速度-時間曲線(1 lb=0.453 59 kg)，如圖9所示。T1除了前后方向上的平動自由度和矢狀面的旋轉自由度以外，其他自由度均進行約束，將加速度載荷施加到整個T1，并給整個頭頸部模型一個初始的速度 57 m/s。整個模型處在1g加速度的重力場中，且考慮到飛行員頭部佩戴頭盔，頭部質量增加 2.04～6.73 kg[17]。整個過程持續2.7 s，加速度最大值為28 m/s2。

圖9 艦載機阻攔著艦加速度-時間曲線Fig.9 Acceleration-time curve during arrest deck-landing of carrier-based aircraft

3.1 仿真結果分析

1) 椎骨的應力分析

仿真計算后，截取各椎骨出現最大應力時的應力云圖，如圖10所示。由圖中數據可知椎骨受到的應力從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度越小，在運動過程中所受的應力也就越大。應力集中出現在椎弓下兩側的位置，最大值為95.39 MPa，無明顯形變。而人體皮質骨強度為227 MPa[18]，可見椎骨所受應力并不足以直接造成椎骨的損傷，但該過程存在應力集中點，長期重復受力，易造成疲勞傷害。

2) 椎間盤應力分析

求每個椎間盤所有節點的應力均值，輸出應力-時間曲線，如圖11所示。C7-T1椎間盤的應力值最大，最大值達到18.3 MPa，這與文獻[4]的仿真計算結果基本一致。其他椎間盤的應力逐級減小，但C4-C5的應力均值卻大于C5-C6。

截取1 300 ms左右仿真過程中的運動形態圖，如圖12所示，該時刻頸椎呈反“S”型，而C4-C5椎間盤正處于彎曲處，因此受到了較大的應力。較大的應力集中易造成纖維環的破損，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椎間盤的發病率高于其他部位，說明該部位的應力較大，這與計算結果相符。

3) 主要韌帶最大拉伸量

通過仿真計算可以得到主要韌帶的相對最大拉伸量，如圖13所示，關節囊韌帶的拉伸最長，棘間棘上韌帶次之。由此可以看出，頸部過度前屈會導致關節囊韌帶拉伸較長，易造成韌帶拉傷或松弛，從而引起椎體失穩。頸椎失穩也是飛行員最常見的疾病之一。

圖10 C7椎骨應力云圖Fig.10 Stress contour of C7 vertebrae

圖11 椎間盤應力-時間曲線Fig.11 Intervertebral discs’ stress-time curve

圖12 1 300 ms時椎體反“S”型Fig.12 Vertebral anti-S type at 1 300 ms

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

3.2 頸部損傷判定和預測

為了進一步確定頸部的損傷情況，需對頸部損傷判定標準進行計算。國際公認的頸部損傷評價準則有NIC(Neck Injury Criterion)，IV-NIC (Intervertebral Neck Injury Criterion)，以及Nij、Nkm等。本文選取NIC和Nij兩準則進行損傷評估分析。

1) NIC損傷判定

頸椎損傷評價標準NIC準則計算公式如下：

(1)

式中：arelative為頭部質心與第1節胸椎在水平方向上的相對加速度，m/s2；Vrelative為頭部質心與第1節胸椎在水平方向上的相對速度，m/s；0.2為通過測量豬頸椎的長度得到的常量，單位為m[19]。

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

圖14 頭部質心與 T1相對加速度和相對速度Fig.14 Mass center of head and T1 relative acceleration and relative speed

根據 NIC 的公式，計算得到 NIC 值隨時間變化的曲線如圖15所示。

圖15 NIC-時間曲線Fig.15 NIC-time curve

從計算的結果可以看出，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，故可以預測，頸部脊髓不會發生損傷，但頸椎的軟組織可能會有損傷。從實際情況來看，飛行員在阻攔著艦的過程中，過載的加速度沒有碰撞的瞬時加速度高，椎骨及內部的脊髓很少會受到損傷，但由于頭頸部的過度前屈，伴隨著韌帶的拉伸，很有可能會造成韌帶的損傷，此外，椎間盤也會受到較強的壓縮從而可能會造成損傷。

2)Nij損傷判定

Nij頸部損傷準則是美國高速公路安全管理局(National Highway Traffic Safety Administration，NHTSA)提出用于前碰撞過程中頸椎發生嚴重損傷的風險評估[21]。Nij為利用力和力矩的組合來預測前碰撞過程中頸部可能發生損傷的概率。基本公式為

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

(2)

式中：下標i為下標代表軸向載荷(拉伸或壓縮)；下標j代表矢狀面的屈伸運動(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為指軸向力標準化截距值，N；Mint為指轉矩的標準化截距值，N·m。

文獻[21]中給出了各種體型的假人所應當采用的標準截距值，本文選取第50百分位的標準值，如圖16所示。

因為阻攔著艦的過程中，由于整個過程是減速運動，頸椎相當于做前屈的運動，且頭部的速度相對于T1總是向前的，故可判定為向前的拉伸，此時從圖16可知，Fint的值為4 500 N，Mint的值310 N·m。通過仿真結果并計算，得到阻攔著艦過程中的Nij值隨時間t的變化曲線如圖17所示。

2 s左右時，Nij的值達到最大，最大值為 0.902。選取Nij的最大值通過式(3) 計算頸部發生不同AIS(Abbreviated Injury Scale) 等級損傷的概率P[21]。

(3)

圖16 第50百分位假人Nij標準化截距值Fig.16 The 50th percent dummy Nijnormalized intercept value

圖17 Nij時間曲線Fig.17 Nij time curve

文獻[22]給出了簡明損傷定級法，并給出了不同 AIS等級的損傷描述，如表3所示。

通過計算，分別得到發生各級損傷的概率如表4所示。

表3 AIS 等級及損傷描述[22]Table 3 AIS and injury description[22]

表4 預測各級損傷發生的概率Table 4 Probability prediction of injury at all levels

結合AIS損傷等級的描述，發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%，嚴重及以上傷的概率為16.59%，而發生危重及以上傷的概率僅為6.07%。可見，阻攔著艦過程中飛行員頭頸部發生危重傷的概率很小。

4 結 論

通過對艦載機阻攔著艦過程中人體頸部的生物力學仿真計算，分析飛行員在該過程中的損傷情況，結果表明：

1) 應力最大值出現在C7椎弓下兩側的位置，大小為95.39 MPa，無明顯形變。可見椎骨所受應力并不足以直接造成椎骨的損傷，但由于存在應力集中點，長期重復受力，易造成疲勞傷害。

2) 阻攔著艦過程造成頭頸部過度前伸，導致關節囊韌帶拉伸較其他韌帶更長，更易造成拉傷或松弛，從而引起椎體失穩。

3) 椎間盤的應力值最大均值出現在C7-T1，達到18.3 MPa。與其他相鄰椎間盤間應力變化相反，C4-C5的應力均值大于C5-C6，因此，該部位更容易造成損傷，這與臨床報告C4-C5椎間盤發病率高于其他部位結果一致。

4) 結合NIC和Nij損傷標準分析可知，阻攔著艦過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，在艦載機飛行員防護裝備的設計開發過程中，應考慮設計有緩沖或固定作用的頭枕、更貼合頸部曲線的頸枕，以及通過設計降低頭盔重量等方法，來降低阻攔著艦過程對飛行員頭頸部的損傷概率。另外，在飛行員體能訓練過程中應強化頸部肌肉力量的訓練。