爆炸沖擊波作用下聚脲材料對肺沖擊傷防護作用的數值模擬研究

摘要： 肺沖擊傷是爆炸后第一級沖擊傷最常見的死因，進行有效防護是減輕傷情、提升救治效能的最優舉措。聚脲材料作為軀體防具的研究尚在起步階段，本研究通過有限元數值模擬探討了沖擊波作用下聚脲材料對肺臟的防護效應及其對沖擊波的衰減特性。首先利用LS-DYNA 軟件模擬沖擊波對穿戴防護材料的山羊胸部的直接損傷過程，然后通過實爆測壓數據及肺大體傷情進行有效性驗證，最后利用該沖擊波防護后效應有限元計算模型完成聚脲材料對人員肺沖擊傷防護效應的評估。結果表明：右肺朝向爆心時，沖擊波肺損傷應力主要集中在右肺下葉，防護模型肺臟整體應力較小，肺所受負壓所致肺過牽效應減弱；聚脲材料能夠有效衰減到達皮膚和肺臟表面的超壓峰值約58.8%，降低胸骨最大線速度約22.4%，且隨沖擊波壓強的增大，衰減能力增強，從而有效降低肺沖擊傷的發生率和嚴重程度。建立的人員防護效應計算機仿真評估模型為新型防護材料用于人員肺沖擊傷的防護效能評估、防護后損傷程度預測提供了方法，具有重要的軍事和社會意義。

關鍵詞： 爆炸沖擊波；肺沖擊傷；聚脲防護；超壓峰值

中圖分類號： O389 國標學科代碼： 13035 文獻標志碼： A

現代戰爭中，由爆炸導致的人員傷亡占人員總傷亡的66.4%[1]，肺臟作為含氣器官最易受累[2]。在天津8.12 特大爆炸事故中，肺沖擊傷發生率為9.3%[3]，但被診斷有肺沖擊傷的傷員死亡率遠高于無肺沖擊傷的爆炸傷傷員，因此，原發性肺沖擊傷被視為潛在的爆炸傷嚴重程度的標志。沖擊波到達肺臟時誘發產生的應力波導致肺泡破裂、撕裂、內爆，是導致爆炸死亡的最主要因素[4]。因此，施以有效防護、減少肺臟對沖擊波能量的直接吸收是降低肺沖擊傷致死率的最明智的選擇[5]。

對肺沖擊傷防護的本質是探尋有效措施以實現對沖擊波能量的轉換耗散。聚脲材料可以加速沖擊波的衰減、增強建筑構件的抗爆性能[6-7]，成為開發爆炸復合傷防具的理想選擇。然而，評估聚脲材料作為軀干防具的防護性能面臨諸多挑戰。在爆炸傷評估研究中，基于損傷相似性原則，肺沖擊傷研究通常選用肺對沖面積及肺沖擊傷閾值均與人相似的羊作為試驗對象[8-9]。但實爆試驗受彈藥來源的客觀限制，無法進行大量重復實驗[10]。此外，動物活體力學測試也存在諸多局限性：首先，肺臟這類含氣組織不能埋置傳感器；其次，基于活體動物的力學測試均為有創測試，為保持試驗動物的存活和生理狀態，只能在特定部位安裝有限數量的測試傳感器，難以獲知沖擊壓力的傳導和分布特點?；谟邢拊治龅臄抵捣抡婺Ｐ停梢愿鼫蚀_、全面地分析聚脲材料對沖擊波的衰減作用，以及肺臟在防護材料下對沖擊波的力學響應特點[11]，為后續聚脲材料在人員防護裝備中的應用提供重要依據。

本研究基于山羊胸部CT （computed tomography） 圖像構建山羊胸部聚脲防護有限元模型，利用流固耦合法構建沖擊波加載試驗動物防護后效應有限元計算模型，并通過現場實爆試驗數據進行有效性驗證，將相應的模式、參數加載到人員有限元模型上，獲得聚脲材料對人員肺沖擊傷的防護效應有限元模型，確立不同工況下聚脲材料對人體的防護效能。

1 模型建立

首先基于實爆試驗結果建立山羊肺沖擊傷損傷模型，研究中使用Win10 操作系統，硬件平臺為HPZ840，以cm-g-μs 單位制建立有限元分析模型，壓力單位為kPa。計算方式采用LS-DYNA 完全流固耦合算法，通過關鍵字（CONSTRAINED_LAGRANGE_IN_SOLID）進行控制，對計算區域進行單元離散后利用顯式積分求解。

1.1 山羊胸部聚脲材料防護有限元模型建立

將山羊CT 掃描數據導入Mimics 21 軟件，利用閾值分割法得到由心臟、肺、骨骼（胸骨、肋骨和脊椎）、表皮4 部分組成的山羊胸部有限元模型共468 424 個六面體單元。胸廓骨骼采用彈性材料模型，其中胸骨和肋骨參照Caruso 等[12] 的研究結果，脊柱參照Wang[13] 和Duck[14] 的測試數據；臟器（心臟、肺臟）以及皮膚則采用Saraf 等[15] 通過改良的分離式霍普金森壓桿測得的黏彈性材料參數。應力變量采用線性黏彈性假設，如下式所示：

式中：σi j" 為偏應力張量， ?為剪切松弛模量， τ為松弛時間， ˙εi j為應變率。剪切松弛模量的表達式為：

?（t） = G1 +（G0 -G1） e-βt （2）

式中：G0 為短期剪切模量，G1 為長期剪切模量，β 為衰減常數。

在模型中，由彈性體積模量K 和體積V 計算壓力p：

p = K lnV （3）

屈服強度σy 按下式計算：

σy = σ0 + Eh-εp +（a1 + Pa2）max[P，"0] （4）

式中：σ0"為初始屈服應力， Eh為塑性硬化模量， -εp為有效塑性應變， a1 、a2 和 "P"為應變率參數。

根據彈性模量 E 和切線模量 Et 可計算塑性硬化模量Eh ：

Eh = EtE／（E - Et） （5）

此外，為了簡便運算，將除骨骼和內臟以外的所有組織統一視為肌肉組織，并賦予其相應的材料特性，詳見表1，表中ρ 為密度，μ 為泊松比。

在胸部軀干外添加防具模型模擬聚脲材料防具，為了最大限度保證防護材料與表皮的貼合，防護材料的幾何模型利用表皮的輪廓生成曲面，進而在輪廓曲面上創建六面體網格，網格數量為20 898 個。聚脲材料有彈性和塑性變形行為，其材料模型采用LS-DYNA 軟件中MAT24模型[11， 16]，具體參數見表2。MAT24 模型是分段線性塑性模型，用于描述具有應變率效應的材料，該模型可以采用Cowper-Symonds 理論，通過動態放大系數來考慮應變率效應。應變率效應公式[16] 如下：

σy = σy0（1+（ ˙ε／C）D） （6）

式中：σy0 為靜態屈服強度， ˙ ε為應變率，C 和D為Cowper-Symonds 模型的材料常數。

山羊穿戴防護材料有限元模型如圖1 所示，由防護材料模型和山羊胸部模型組成，防護材料與山羊胸部的接觸方式設置為單面自動接觸。

1.2 沖擊波加載與約束條件

山羊肺沖擊傷損傷模型由壓力施加域、空氣域和山羊胸部組成，通過直接施加壓力邊界條件的方式模擬沖擊波的加載過程。在有限元前處理軟件ICEM （integrated computer-aided engineering andmanufacturing） 中創建界面380 mm×500 mm、縱深420 mm 的立方體，共劃分79 800 個六面體實體單元作為空氣域，空氣域邊界為無反射邊界，模擬無限大區域，用空材料模型（MAT_NULL）以及線性多項式狀態方程（EOS_LINEAR_POLYNOMIAL）進行描述，材料密度為1.293 kg/m3，動態黏性系數設置為零[17]。預設壓力-時間曲線對邊界施加壓力波，將有/無防護的山羊胸部有限元模型置于空氣域中，模擬曠場實爆試驗，沖擊波加載方向設置為胸部右側正對壓力源（圖2） ，施加壓力源壓力ps 為100、300、400、500 和700 kPa，壓力持續時間為1 ms。

1.3 模型有效性的驗證

在曠場實爆試驗中，8 kg TNT 當量爆炸源固定在距地面1 m 高處，山羊右側朝向爆心，距離爆心4 m。測壓裝置采用圓盤狀動態應力傳感器（量程為2 MPa，靈敏度為2.496 5～2.498 0 mV/kPa），固定在防護材料外側，并在麻醉狀態下，對山羊胸部備皮、消毒、切開約2 cm 大小的切口，傳感器埋在動物皮下，結扎固定并縫合。傳感器檢測面均正對爆心，與沖擊波傳播方向垂直，山羊胸部材料內外的2 個傳感器放置位置無空間重合（圖3），采集裝置為動態采集儀（江蘇東華公司 DH5960N），位于防爆屋內。將數值模擬結果與實爆試驗進行對比，8 kg TNT 當量的爆炸源產生的沖擊波在4 m 處到達防護山羊胸部材料表面的超壓峰值為538.3 kPa，材料后為188.2 kPa，衰減了65.0%。在加載500 kPa 沖擊波超壓的工況下，無防護的胸部模型皮膚的超壓峰值為494.35 kPa，有防護模型的胸部有限元模型防護材料前、后的壓力峰值分別為540.35 和152.11 kPa，有防護相對于無防護沖擊波衰減了69.2%，有防護時，數值模擬模型與實爆試驗模型到達山羊胸部材料表面的壓力誤差為0.38%，對沖擊波的衰減誤差為6.5%，在允許誤差范圍內。

此外，爆炸沖擊波加載后，肺沖擊傷有限元模擬結果中，最大應力集中在右肺，尤以右肺下葉邊緣最甚?，F場實爆試驗的大體解剖結果也顯示；無防護組山羊，右肺損傷重于左肺，以右肺下葉為重；防護組山羊，僅在右肺下葉邊緣出現稍許損傷（圖4）。無論是測壓數據還是生物損傷效應，仿真結果和實爆試驗都有較好的一致性，說明本次數值模擬中各種參數和工況條件的設定都相對合理，可將防護材料、工況設置加載到人員有限元模型進行計算分析達到預測目的。

1.4 人體模型加載

用上述經過驗證的沖擊波加載山羊胸部有限元模型的建模方法和算法，以陸軍軍醫大學“中國數字化可視化人體”連續斷層圖像為源數據[18]，構建中國成年男性人體胸部有限元模型，模擬不同工況下沖擊波對無防護、聚脲防護人體胸部的作用過程。人員胸部模型共劃分為220 390 個六面體網格實體單元，材料描述同表1，聚脲材料有限元模型同表2，設置為貼合人員胸廓的聚脲材料模型（圖5），將人員模型置于沖擊波加載空氣域模型中，胸部正對壓力施加域，分別加載壓力源為100、300、400、500 和700 kPa 等5 種工況，采用LS-DYNA 中的完全流固耦合法求解。以100 kPa 沖擊波加載過程為例（圖6），0.184 ms 時沖擊波開始穩定向前傳播，0.364 ms 時到達胸部表面，0.424 ms 時產生圍繞胸壁的沖擊波，同時其他沖擊波繼續向前傳播，0.980 ms 時正向傳播的沖擊波完全脫離胸廓。

2 數值模擬結果分析

2.1 不同工況肺內力學響應分布

沖擊波壓力依次通過皮膚、軟組織、肋骨傳播至肺臟，受壓的肺臟與心臟胸壁發生碰撞，產生擠壓變形，從而形成應力[19]。以100 kPa 工況下肺臟受沖擊波作用的應力場分布為例，應力云圖如圖7 所示。從圖7（a） 可以看出，無防護情況下：0.328 ms 時，肺葉表面由于心臟和胸骨擠壓出現應力變化；0.440 ms 時，應力由于組織間相互作用在肺中進一步增強；0.552 ms 時，由于背側胸廓作用，應力傳播至肺背側面；0.640 ms 時，應力繼續在雙肺肺尖傳播。從圖7（b） 可以看出，有防護情況下，由于防護材料的阻隔，沖擊波到達肺臟表面的時間延后，0.408 ms 時雙肺開始出現應力變化，隨后0.556 ms 時應力在雙肺均勻增強，0.638 ms 時應力傳播至雙肺背側，0.720 ms 時應力開始消散。與無防護相比，有防護的肺臟由于材料的防護作用，出現應力變化晚，云圖呈現更均勻的應力散布模式，整體應力峰值較小。

為了對比不同工況下肺臟力學響應分布，沿沖擊波傳播方向分別讀取右肺表面壓力（圖8）、皮下5 cm 處右肺矢狀面壓力（圖9），以及肺臟整體應力（圖10）。由于沖擊波在穿過肺臟時會產生反射波、透射波和繞射波，因此力學響應曲線會出現多個波峰。肺臟表面超壓峰值最大，波峰最多，在最大壓力峰值波峰前，有透射波產生的小波峰；隨著沖擊波的傳播，肺內也逐漸出現力學響應，遠小于右肺表面的超壓峰值，且在肺表面及肺皮下5 cm 處的肺矢狀面，在出現最大壓力峰值前后，均出現負壓，負壓是導致肺泡過度擴張、造成嚴重肺損傷的主要因素[20]。在不同的沖擊波超壓下，肺不同部位的應力峰值和峰值時間各不相同，因此肺臟整體峰值應力曲線數值小于右肺表面和右肺矢狀面的超壓峰值曲線。沖擊波壓力越大，肺各部出現最大應力峰值的時間越早，最大應力峰值也越大。

有防護的肺臟力學響應曲線較無防護肺臟力學響應曲線更為延后，起伏緩和，壓力峰值更??；防護后的肺各部位壓力曲線負壓極值變大，減少了沖擊波負壓所致的肺過度擴張。此外100～500 kPa 工況下，肺表面最大峰值前的小波峰衰減消失，提示材料耗散了最早穿過肺臟的透射波；300～500 kPa 工況下，隨沖擊波壓強ps 的增大，防護后超壓峰值衰減增多，肺內應力的衰減率也隨超壓增大而增大（表3）。

2.2 人體肺沖擊傷防護后效應分析

分別分析不同工況防護前后以及無防護時皮膚超壓峰值、肺內壓力/應力變化以及胸骨最大線速度，從而評估聚脲材料對沖擊波的衰減規律及對人員沖擊傷的防護效應。

在比較防護材料對沖擊波的衰減率時（表4），使用無防護皮膚超壓峰值或防護材料前超壓峰值計算所得結果無統計學差異。分析有防護時聚脲材料對不同超壓沖擊波的衰減規律，得到衰減率與沖擊波載荷正相關的線性函數（R2 = 0.894 3， p = 0.015 1）（圖11），即沖擊波載荷越大，材料對沖擊波的衰減能力越強。在沖擊波載荷大于肺損傷閾值時，與無防護相比，在聚脲防護作用下，到達皮膚表面的超壓峰值衰減58.8%，效應量Cohen’s d ＞ 0.8，說明聚脲材料對沖擊波有較強的衰減作用；到達肺表面超壓峰值衰減68.3%，肺內壓力及峰值應力均顯著降低（表3）。沖擊波造成肺損傷的閾值為84.75～101.72 kPa[17]，因此當沖擊波超壓小于200 kPa時，新型聚脲材料可將超壓峰值衰減至肺損傷閾值以下，有效防護人員免受肺沖擊傷；當沖擊波超壓達到100% 致死載荷（483.39～677.73 kPa）[21]時，該材料仍能將超壓峰值衰減至非致命水平，保護人員免于傷亡，顯著提高傷員存活率。

通過胸骨表面最大線速度響應曲線（圖12）判斷胸廓對肺臟的動壓作用，從而評估沖擊波對肺的損傷效應。與肺力學響應曲線相似，胸骨最大線速度出現時間和大小與沖擊波強度相關，沖擊波越大，胸骨最大線速度峰值出現時間越早，數值越大。100～700 kPa 工況下，無防護時，胸骨最大線速度依次為0.73、1.94、2.60、2.94 和4.16 m/s；有防護時，相應的胸骨最大線速度依次為0.39、1.39、2.00、2.68 和3.14 m/s，無防護時胸骨最大線速度約為有防護時的1.4 倍（圖13）。因此，防護后的胸骨運動速度較小，產生位移較小，對肺臟的動壓損傷更小。Axelsson 等[22] 用最大入射胸壁速度作為評估沖擊波肺損傷的預測指標，胸壁最大運動速度為3～4.5 m/s 是肺損傷的閾值，聚脲材料可將持續時間短的沖擊波導致的胸骨最大運動速度降低約22.4%，將致死載荷沖擊波所致的胸壁運動速度降低至肺損傷閾值以下。

3 結 論

本研究在前期實爆試驗的基礎上，基于山羊CT 掃描圖像，建立了山羊胸部有限元模型，并在山羊胸外添加防護材料模型模擬穿戴聚脲防護材料的情況，利用LS-DYNA 有限元程序中的流固耦合方法模擬了沖擊波對山羊胸部的直接損傷過程，構建了試驗動物沖擊波防護后效應有限元計算模型，利用現場實測數據對有限元模型和數值計算結果進行了驗證和優化。當山羊有限元分析結果與現場實爆試驗結果的誤差低于10% 時，認為該模型參數、工況條件設置合理，繼而將相應的模式、參數和工況加載到人員有限元模型上，獲得了聚脲材料對人員肺沖擊傷的防護效應有限元計算模型，為新型防護材料用于人員肺沖擊傷的防護效能評估、防護后損傷程度預測提供了模型和方法，得到的主要結論如下。

（1） 右肺朝向爆心時，沖擊波肺損傷應力主要集中在右肺下葉，下葉邊緣為甚。

（2） 防護模型肺臟整體損傷應力較小，肺負壓極值增大，負壓所致肺過牽減弱。

（3） 在100～700 kPa 工況下，聚脲材料能夠有效衰減到達皮膚和肺臟表面的超壓峰值，且衰減能力隨沖擊波壓強的增大而增強。與無防護相比，在有防護的情況下，皮膚表面的超壓峰值衰減約58.8%，沖擊波上升時間延遲0.2～0.3 ms，肺表面的超壓峰值衰減約68.3%。在沖擊波載荷達到致肺損傷閾值時，聚脲材料可以防護人員免于肺沖擊傷的發生；更重要的是，沖擊波超壓達到100% 致死載荷時，該材料仍能保護人員免于傷亡，顯著提高傷員的存活率。

（4） 胸骨最大線速度與沖擊波強度正相關，與無防護相比，防護作用下胸骨最大線速度降低約22.4%。防護后的胸骨運動速度降低，位移減小，減輕了沖擊波動壓對肺臟的損傷。聚脲材料可將致死載荷沖擊波所致的胸壁運動速度降低至肺損傷閾值以下。

綜上所述，本研究突破彈藥來源、爆炸當量、生物活體力學測試的局限，通過數值模擬系統評估了聚脲材料在爆炸沖擊波作用下的防護效能，發現聚脲材料能夠顯著衰減沖擊波壓力，降低肺部應力和壓力峰值，降低胸骨最大線速度，從而有效降低肺沖擊傷的發生率和嚴重程度。此外，本研究建立的計算機仿真評估模型可為新型防護材料、防護裝具的研發和應用提供技術支撐，為新型防護材料用于人員肺沖擊傷的防護效能評估、防護后損傷程度預測提供方法，具有重要的軍事和社會意義。然而，研究中還存在一些局限性。首先，本研究主要關注的是正壓持續時間較短的沖擊波作用下防護材料對人體的防護情況，對于正壓持續時間較長的大規模爆炸沖擊波以及多次復雜沖擊波對人體的損傷情況，數值模擬中涉及的模型假設和簡化可能無法進行全面預測。其次，受技術限制，研究中不能充分考慮沖擊波加載后的長期動態響應和可能的二次傷害效應，這也是今后進行防護材料評估數值模擬研究的重點和難點。

參考文獻：

[1]GTD search results [DB/OL]. （2022）[2024-06-20]. https：//www.start.umd.edu/gtd/.

[2]SCOTT T E， JOHNSTON A M， KEENE D D， et al. Primary blast lung injury： the UK military experience [J]. MilitaryMedicine， 2020， 185（5/6）： 568–572. DOI： 10.1093/milmed/usz453.

[3]中華醫學會創傷學分會. 天津港“8.12”大爆炸傷員傷情特點與救治反思 [J]. 中華創傷雜志， 2015， 31（9）： 810–813. DOI：10.3760/cma.j.issn.1001-8050.2015.09.014.

Chinese Medical Association Trauma Branch. Reflection on the characteristics and treatment of the wounded in 8.12 TinjinPort Explosion， China [J]. Chinese Journal of Traumatology， 2015， 31（9）： 810–813. DOI： 10.3760/cma.j.issn.1001-8050.2015.09.014.

[4]ABOUDARA M， MAHONEY P F， HICKS B， et al. Primary blast lung injury at a NATO Role 3 hospital [J]. Journal of theRoyal Army Medical Corps， 2014， 160（2）： 161–166. DOI： 10.1136/jramc-2013-000216.

[5]蔣建新， 曾靈. 肺爆炸沖擊傷機制與防護研究進展 [J]. 陸軍軍醫大學學報， 2022， 44（5）： 395–398. DOI： 10.16016/j.2097-0927.202111179.

JIANG J X， ZENG L. Advance of protection and mechanism of lung blast injury [J]. Journal of Army Medical University，2022， 44（5）： 395–398. DOI： 10.16016/j.2097-0927.202111179.

[6]郭國吉， 陳彩英， 王向明， 等. 聚脲彈性體防護材料的研究進展 [J]. 中國表面工程， 2021， 34（6）： 1–20. DOI： 10.11933/j.issn.1007-9289.20210602001.

GUO G J， CHEN C Y， WANG X M， et al. Research progress of polyurea elastomer protective materials [J]. China SurfaceEngineering， 2021， 34（6）： 1–20. DOI： 10.11933/j.issn.1007-9289.20210602001.

[7]DUDA M， PACH J， LESIUK G. Influence of polyurea composite coating on selected mechanical properties of AISI 304steel [J]. Materials， 2019， 12（19）： E3137. DOI： 10.3390/ma12193137.

[8]王建民， 陳菁， 康建毅， 等. 爆炸性武器生物殺傷效應評估方法及應用 [J]. 現代應用物理， 2019， 10（4）： 041001. DOI：10.12061/j.issn.2095-6223.2019.041001.

WANG J M， CHEN J， KANG J Y， et al. Method for evaluation biological damage effect of explosive weapons and its application [J]. Modern Applied Physics， 2019， 10（4）： 041001. DOI： 10.12061/j.issn.2095-6223.2019.041001.

[9]BOUAMOUL A. Numerical study of primary blast injury to human and sheep lung induced by simple and complex blastloadings： DRDC Valcartier TR 2008-245 [R]. Canada： DTIC， 2009.

[10]薛鈺琦， 張華才， 文大林， 等. 模擬實爆條件下新型聚脲類材料對肺沖擊傷的防護效應研究 [J]. 第三軍醫大學學報， 2020，42（19）： 1875–1881. DOI： 10.16016/j.1000-5404.202003159.

XUE Y Q， ZHANG H C， WEN D L， et al. Bioprotective effects of novel polyurea materials on lung blast injury aftersimulated open-field explosion [J]. Joural of Third Military Medical University， 2020， 42（19）： 1875–1881. DOI：10.16016/j.1000-5404.202003159.

[11]王智， 常利軍， 黃星源， 等. 爆炸沖擊波與破片聯合作用下防彈衣復合結構防護效果的數值模擬 [J]. 爆炸與沖擊， 2023，43（6）： 063202. DOI： 10.11883/bzycj-2022-0515.

WANG Z， CHANG LJ， HUANG XY， et al. Simulation on the defending effect of composite structure of body armor under thecombined action of blast wave and framents [J]. Explosion and Shock Waves， 2023， 43（6）： 063202. DOI： 10.11883/bzycj-2022-0515.

[12]CARUSO K S， HIJUELOS J C， PECK G E， et al. Development of synthetic cortical bone for ballistic and blast testing [J].Journal of Advanced Materials， 2006， 38（3）： 27–36.

[13] WANG H C. Development of a side impact finite element human thoracic model [D]. Detroit： Wayne State University， 1995.

[14] DUCK F A. Physical properties of tissue [M]. London： Academic Press， 1990： 137-165.

[15]SARAF H， RAMESH K T， LENNON A M， et al. Mechanical properties of soft human tissues under dynamic loading [J].Journal of Biomechanics， 2007， 40（9）： 1960–1967. DOI： 10.1016/j.jbiomech.2006.09.021.

[16]JIANG Y X， ZHANG B Y， WEI J S， et al. Study on the dynamic response of polyurea coated steel tank subjected to blastloadings [J]. Journal of Loss Prevention in the Process Industries， 2020， 67： 104234. DOI： 10.1016/j.jlp.2020.104234.

[17]周杰， 陶鋼， 潘保青， 等. 爆炸沖擊波對人體胸部創傷機理的有限元方法研究 [J]. 爆炸與沖擊， 2013， 33（3）： 315–320. DOI：10.11883/1001-1455（2013）03-0315-06.

ZHOU J， TAO G， PAN B Q， et al. Mechanism of blast trauma to human thorax： a finite element study [J]. Explosion andShock Waves， 2013， 33（3）： 315–320. DOI： 10.11883/1001-1455（2013）03-0315-06.

[18]中國數字化可視人體數據庫 [DB/OL]. （2014）[2024-06-20]. http：//cvh.bmicc.cn/cvh/cn/.Chinese digitized visible human database [DB/OL]. （2014）[2024-06-20]. http：//cvh.bmicc.cn/cvh/cn/.

[19]王正國. 原發沖擊傷的發生機制 [J]. 解放軍醫學雜志， 1995， 20（4）： 315–317.

WANG Z G. Mechanism of primary blast injury [J]. Medical Journal of Chinese PLA， 1995， 20（4）： 315–317.

[20]張均奎， 王正國， 冷華光， 等. 沖擊波負壓與肺損傷 [J]. 爆炸與沖擊， 1994， 14（1）： 84–87. DOI： 10.11883/1001-1455（1994）01-0084-4.

ZHANG J K， WANG Z G， LENG H G， et al. Underpressure of blast wave and lung injury [J]. Explosion and Shock Waves，1994， 14（1）： 84–87. DOI： 10.11883/1001-1455（1994）01-0084-4.

[21]WHITE C S. Biomedical parameters， project harbor study： DASA-1335 [R]. Washington： Defense Atomic Support Agency，1963.

[22]AXELSSON H， YELVERTON J T. Chest wall velocity as a predictor of nonauditory blast injury in a complex waveenvironment [J]. The Journal of Trauma： Injury， Infection， and Critical Care， 1996， 40（s3）： 31–37. DOI： 10.1097/00005373-199603001-00006.

（責任編輯 張凌云）

基金項目： 國家重點研發計劃（2020-JCJQ-ZD-254-05）；后勤科研重點項目（BLJ23J006）；陸軍特色醫學中心人才創新能力培養計劃（ZXYZZKY03）