底部爆炸沖擊下乘員脊柱的損傷行為和風(fēng)險(xiǎn)分析

摘要： 底部爆炸沖擊極易造成裝甲車輛乘載員脊柱損傷，為全面了解底部爆炸沖擊作用下的乘員脊柱各節(jié)段損傷行為和風(fēng)險(xiǎn)，通過(guò)基于高生物逼真度人體有限元模型的數(shù)值仿真模擬典型底部爆炸沖擊下乘員脊柱的動(dòng)態(tài)響應(yīng)過(guò)程，融合運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)和生物力學(xué)響應(yīng)研究脊柱各節(jié)段潛在的損傷行為，并利用生物力學(xué)指標(biāo)分析不同受載工況和防護(hù)座椅設(shè)計(jì)參數(shù)下乘員脊柱的損傷風(fēng)險(xiǎn)。結(jié)果表明：C4～T3 段脊柱后伸過(guò)展是棘突、橫突和椎間盤纖維環(huán)的主要致傷因素，T7～T12 段脊柱損傷主要受前屈過(guò)彎和軸向壓縮共同作用，腰椎軸向壓縮導(dǎo)致椎體前側(cè)和椎間盤髓核處高損傷風(fēng)險(xiǎn)；脊柱各節(jié)段損傷風(fēng)險(xiǎn)隨受載加速度峰值增大而提高，抗爆座椅防護(hù)下頸椎仍存在高骨折風(fēng)險(xiǎn)；減小座椅懸架剛度可降低乘員脊柱的損傷風(fēng)險(xiǎn)，但在0.6～1.2 kN·s/m 范圍內(nèi)改變座椅懸架阻尼對(duì)乘員脊柱的損傷風(fēng)險(xiǎn)無(wú)明顯影響。

關(guān)鍵詞： 底部爆炸；脊柱損傷；人體模型；生物力學(xué)

中圖分類號(hào)： O383.1 國(guó)標(biāo)學(xué)科代碼： 13035 文獻(xiàn)標(biāo)志碼： A

地雷和簡(jiǎn)易爆炸裝置（improvised explosive device， IED）是非對(duì)稱作戰(zhàn)時(shí)的主要反裝甲武器，其在裝甲車輛底爆炸時(shí)所釋放的巨大能量對(duì)車內(nèi)人員造成嚴(yán)重威脅，底部爆炸（under-body blast，UBB）引起的沖擊過(guò)載易導(dǎo)致脊柱嚴(yán)重?fù)p傷[1-3]。因此，開(kāi)展底部沖擊下的裝甲車乘員脊柱損傷和防護(hù)研究對(duì)于保障裝甲士兵生命安全和提升裝甲裝備戰(zhàn)力性能具有重要意義。

目前，采用尸體（ post-mortem human subjects， PMHS）的生物力學(xué)試驗(yàn)、基于擬人化測(cè)試設(shè)備（anthropomorphic test device，ATD）及其數(shù)值模型的物理試驗(yàn)和仿真以及應(yīng)用人體數(shù)值模型的仿真分析是UBB 工況下裝甲車乘員損傷和防護(hù)研究的主要途徑。PMHS 生物力學(xué)試驗(yàn)主要采用滑車、落錘和杠桿試驗(yàn)臺(tái)對(duì)尸體脊柱節(jié)段或整人樣本進(jìn)行沖擊加載來(lái)模擬UBB 沖擊損傷過(guò)程，通過(guò)測(cè)量尸體樣本動(dòng)力學(xué)響應(yīng)信號(hào)和解剖掃描試驗(yàn)后樣本進(jìn)行損傷機(jī)理和耐受度分析，現(xiàn)有的PMHS 試驗(yàn)研究對(duì)下肢、盆骨和腰椎UBB 損傷行為形成了較全面認(rèn)識(shí)[4-7]，整人層面的PMHS 試驗(yàn)數(shù)據(jù)為ATD 和人體數(shù)值模型的有效性驗(yàn)證提供了對(duì)標(biāo)通道[8-9]。但受倫理和成本限制PMHS 試驗(yàn)無(wú)法在國(guó)內(nèi)開(kāi)展，且PMHS 試驗(yàn)受數(shù)據(jù)采集手段約束，難以洞察人體組織層面的生物力學(xué)動(dòng)態(tài)響應(yīng)。從而，國(guó)內(nèi)研究者大都采用以假人為主要代表的ATD 開(kāi)展試驗(yàn)和仿真分析[10-11]。目前主流的ATD 為Hybrid-III 50 百分位假人及其有限元模型，其主要被用作測(cè)試工具來(lái)評(píng)價(jià)和改進(jìn)車體設(shè)計(jì)、座椅設(shè)計(jì)和穿戴裝備設(shè)計(jì)等。ATD 假人兼具試驗(yàn)和仿真研究的可行性和可對(duì)比性，為極端沖擊載荷下的人體損傷防護(hù)裝備研究提供了重要工具，但ATD 假人的機(jī)械式結(jié)構(gòu)生物逼真度有限（如：剛性骨盆和胸椎），難以用于涉及人體損傷機(jī)理和生物力學(xué)的深入分析。近年來(lái)，隨著高生物逼真度人體數(shù)值模型在汽車碰撞安全研究領(lǐng)域的廣泛應(yīng)用，部分研究者開(kāi)始通過(guò)人體數(shù)值模型分析底部爆炸沖擊下的乘員響應(yīng)[12-14]。GHBMC（global human body models consortium）50 百分位男性人體有限元模型首次通過(guò)UBB 模擬工況下的PMHS 動(dòng)力學(xué)響應(yīng)數(shù)據(jù)進(jìn)行了生物逼真度驗(yàn)證[12]，該模型還被應(yīng)用于分析UBB 環(huán)境下的乘員骨盆響應(yīng)和損傷風(fēng)險(xiǎn)[13]。此外，中國(guó)體征人體有限元模型（Chinese human body model，C-HBM）也在UBB 下肢和腰骶損傷及防護(hù)研究中得到應(yīng)用[14-15]。雖然人生物力學(xué)體模型在UBB 乘員損傷研究方面已有一定應(yīng)用，但現(xiàn)有研究少有關(guān)注人體整個(gè)脊柱的動(dòng)態(tài)響應(yīng)，仍有待進(jìn)一步深入認(rèn)識(shí)不同脊柱節(jié)段的響應(yīng)特征和損傷行為。另外，當(dāng)前抗爆座椅是乘員UBB 損傷防護(hù)的主要裝備[16-17]，可通過(guò)借助高生物逼真度人體數(shù)值模型的虛擬評(píng)價(jià)為抗暴座椅設(shè)計(jì)和優(yōu)化提供科學(xué)指導(dǎo)。

因此，本研究以驗(yàn)證THUMS（total human body model for safety）人體有限元模型在UBB 工況下的生物逼真度為基礎(chǔ)，首先通過(guò)基于THUMS 模型的數(shù)值仿真分析典型UBB 沖擊環(huán)境下的乘員脊柱運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)和生物力學(xué)響應(yīng)特征，然后依此研究乘員脊柱各節(jié)段潛在損傷行為，最后利用人體有限元模型和生物力學(xué)指標(biāo)分析不同受載工況和座椅防護(hù)設(shè)計(jì)參數(shù)下的乘員脊柱各節(jié)段損傷風(fēng)險(xiǎn)，以期為針對(duì)UBB 工況的裝甲車乘員脊柱損傷防護(hù)提供參考。

1 人體模型生物逼真度驗(yàn)證

1.1 模型驗(yàn)證加載仿真模型

采用具有高生物逼真度的整人有限元模型THUMS 模擬乘員在UBB 沖擊載荷下的響應(yīng)，該模型由豐田公司建立并開(kāi)源，擁有超200 萬(wàn)個(gè)單元和詳細(xì)的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)，模型細(xì)節(jié)如圖1 所示。Iwamoto 等[18]和Kitagawa 等[19] 已針對(duì)汽車碰撞載荷下的PMHS 試驗(yàn)數(shù)據(jù)對(duì)THUMS 模型進(jìn)行了全面的生物逼真度驗(yàn)證，該模型可準(zhǔn)確模擬交通事故參與者的力學(xué)響應(yīng)和損傷行為。但目前THUMS 模型尚未在UBB 工況下進(jìn)行生物逼真度驗(yàn)證，考慮UBB 載荷工況（頭盆向高速?zèng)_擊）與汽車碰撞存在明顯差異，本文中以模擬UBB 載荷下的PMHS 試驗(yàn)數(shù)據(jù)[9] 為參考，驗(yàn)證THUMS 模型的生物逼真度。Ott 等[9] 開(kāi)展的PMHS 試驗(yàn)采用垂直跌落試驗(yàn)臺(tái)和波形發(fā)生器模擬UBB 工況，試驗(yàn)測(cè)量了剛性座椅和地板上的加速度脈沖及PMHS 脊柱加速度信號(hào)。為還原PMHS 試驗(yàn)場(chǎng)景，本文通過(guò)預(yù)模擬將THUMS模型的脊柱、手臂、下肢姿態(tài)調(diào)整至與試驗(yàn)尸體接近，建立了與PMHS 姿態(tài)[9] 相似的THUMS 模型（圖2（a）），并分別在座椅和地板加載從試驗(yàn)數(shù)據(jù)提取的加速度脈沖（圖2（b））。需要說(shuō)明的是，由于整人PMHS 試驗(yàn)中只采集了脊柱節(jié)段加速度信號(hào)，未采集脊柱的力和力矩響應(yīng)，從而整人模型生物逼真度只能對(duì)比脊柱加速度響應(yīng)驗(yàn)證。此外，在THUMS 模型開(kāi)發(fā)過(guò)程中針對(duì)多種載荷下的脊柱節(jié)段力學(xué)響應(yīng)驗(yàn)證結(jié)果表明，其脊柱節(jié)段模型可較好預(yù)測(cè)PMHS 力和力矩響應(yīng)[19]，因此本研究未再重復(fù)脊柱節(jié)段驗(yàn)證過(guò)程。

1.2 模型驗(yàn)證結(jié)果

圖3 為驗(yàn)證仿真中THUMS 模型輸出的第1（T1）、第5（T5）、第8（T8）和第12（T12）節(jié)胸椎加速度曲線與PMHS 試驗(yàn)數(shù)據(jù)通道[9] 及試驗(yàn)均值[9] 曲線對(duì)比，該數(shù)據(jù)通道由綜合不同PMHS 樣本響應(yīng)繪制而成。從圖3 可以看出，雖然THUMS 模型響應(yīng)存在仿真峰值偏高（相較于試驗(yàn)均值）和部分?jǐn)?shù)據(jù)偏離PMHS 通道的現(xiàn)象，但脊柱各節(jié)段加速度響應(yīng)與PMHS 響應(yīng)趨勢(shì)基本一致，模型響應(yīng)幾乎位于PMHS 試驗(yàn)通道內(nèi)。該結(jié)果為人體模型驗(yàn)證中的常見(jiàn)現(xiàn)象，大量研究表明整人級(jí)別的人體有限元模型驗(yàn)證中無(wú)法做到其響應(yīng)與尸體試驗(yàn)完全高度一致[12， 15， 18]。同時(shí)考慮人體個(gè)體差異和PMHS 試驗(yàn)樣本有限，認(rèn)為THUMS 模型在UBB 沖擊載荷下表現(xiàn)出了較高生物逼真度，可用于后續(xù)研究模擬UBB 工況下的乘員響應(yīng)過(guò)程。

2 乘員脊柱損傷行為分析

采用THUMS 人體模型和自行設(shè)計(jì)的某特種車輛座椅有限元模型，建立了典型UBB 工況下的乘員受載仿真模型，如圖4 所示。仿真模型中，參考典型UBB 沖擊加速度特征[20]，建立峰值為200g 和脈沖寬度為5 ms 的三角波加速度脈沖加載環(huán)境，加速度脈沖作用于座椅安裝地板，座椅緩沖吸能懸架參數(shù)設(shè)為剛度80 kN/m 和阻尼1.2 kN·s/m，仿真計(jì)算時(shí)間設(shè)為80 ms，定義人體和地板及座椅之間的接觸。需要說(shuō)明的是，由于PMHS 試驗(yàn)[9] 的主要目的是為機(jī)械假人開(kāi)發(fā)提供驗(yàn)證參考，通常設(shè)置為腰背曲度相對(duì)較小的僵直姿態(tài)；而特種車輛乘員在服役過(guò)程中需要進(jìn)行機(jī)械性操作，且在車輛不平穩(wěn)行駛環(huán)境下難以保持腰背挺直，其坐姿與THUMS 模型的原始姿態(tài)（腰背自然屈曲）更接近，因而本文中采用了THUMS 模型的原始姿態(tài)模擬UBB 工況下的特種車輛乘員損受載過(guò)程。以下基于該模型的仿真結(jié)果，從脊柱運(yùn)動(dòng)姿態(tài)（運(yùn)動(dòng)學(xué)）、截面載荷（動(dòng)力學(xué)）和應(yīng)力分布（生物力學(xué)）3 個(gè)方面展示乘員脊柱響應(yīng)特征，并結(jié)合三者響應(yīng)特征分析UBB 沖擊下的乘員脊柱損傷行為。

2.1 脊柱運(yùn)動(dòng)姿態(tài)

圖5 為乘員整體和骨骼在200g 的UBB 沖擊載荷作用下的運(yùn)動(dòng)響應(yīng)過(guò)程，從圖中可以看出：乘員下肢向上抬升運(yùn)動(dòng)，使得膝關(guān)節(jié)前伸；軀干在慣性力作用下向下和向前運(yùn)動(dòng)，胸腰段脊柱產(chǎn)生明顯前屈；頭部向后翻轉(zhuǎn)旋動(dòng)，頸椎明顯后伸。圖6 為脊柱在矢狀面的位姿形態(tài)隨時(shí)間變化過(guò)程（原點(diǎn)為第一節(jié)尾椎S1，X 軸的正方向表示向后，Z 軸的正方向表示向上），以T1 為參考的C1 運(yùn)動(dòng)軌跡主要表現(xiàn)為向下位移，由頸部脊椎后伸彎曲所致；以L1 為參考的T1 運(yùn)動(dòng)軌跡主要為向下和向前位移，由胸椎前屈彎曲和軸向壓縮所致；以骶骨S1 為參考的L1 運(yùn)動(dòng)軌跡先向前再向后，由骨盆轉(zhuǎn)動(dòng)所致。

2.2 脊柱截面載荷

圖7 為UBB 載荷下通過(guò)乘員脊柱部分節(jié)段截面力和彎矩時(shí)間歷程曲線，圖8 為各脊柱節(jié)段截面力和彎矩峰值相對(duì)于L5 的比值。從圖7～8 可知，UBB 載荷沿脊柱自下而上傳遞，脊柱截面力峰值時(shí)刻從L5 到C1 依次順延，峰值總體上呈自下而上衰減的趨勢(shì)，但是胸椎T9～L5 段截面力維持較高平臺(tái)，頸椎C2～C3 段的截面力峰值明顯高于周邊節(jié)段；脊柱截面彎矩峰值時(shí)刻與節(jié)段位置無(wú)明顯相關(guān)性，T4 彎矩峰值時(shí)刻與L5 接近，C4 和C7 彎矩達(dá)到峰值后呈現(xiàn)平臺(tái)，L1～L4 段彎矩峰值較低，T7～T11 段彎矩峰值較高，C6～T2 段彎矩峰值高于上下游節(jié)段。

2.3 脊柱應(yīng)力應(yīng)變分布

圖9～10 分別為頸椎和胸腰椎椎體應(yīng)力與椎間盤應(yīng)變分布云圖，其中椎間盤應(yīng)變?cè)茍D中展示的為矢狀面剖視圖，以方便看清椎間盤髓核部分應(yīng)變情況。此外，由于C1 和C2 間無(wú)椎間盤，頸椎椎間盤應(yīng)變?cè)茍D中未顯示C1 節(jié)段。仿真結(jié)果顯示：頸椎椎體應(yīng)力主要集中在C4～C7 棘突，椎間盤應(yīng)變則主要集中在C3～C4 椎間盤纖維環(huán)前側(cè)；胸腰椎椎體最大應(yīng)力分布在L4～L5 和T7～T12 前側(cè)以及T1～T3 橫突，椎間盤應(yīng)變則主要集中在腰椎椎間盤髓核和T1～T4 椎間盤纖維環(huán)前側(cè)；時(shí)間軸上，從腰椎至頸椎自下而上依次出椎體最大應(yīng)力和椎間盤最大應(yīng)變。從量級(jí)上來(lái)看，頸部椎體最大應(yīng)力和椎間盤最大應(yīng)變均高于胸腰椎。

將仿真中乘員模型脊柱應(yīng)力應(yīng)變分布（圖9～10）與運(yùn)動(dòng)姿態(tài)（圖5～6）和截面載荷（圖7～8）結(jié)合分析可以看出：脊柱生理彎曲是決定不同節(jié)段在UBB 載荷下運(yùn)動(dòng)和承載差異的主要原因，C4～T3 和T6～T12 段分別受頸部后伸和胸部前屈運(yùn)動(dòng)而彎矩承載明顯，T9～L5 段由于軀干向下壓縮而處于軸向承載狀態(tài)；頸椎后伸所產(chǎn)生的彎曲形變是造成C5～T2 段彎矩增大和C4～T3 段棘突/橫突應(yīng)力集中的主要原因，即頸部過(guò)伸是UBB 載荷下乘員頸-胸過(guò)渡位置脊柱損傷的主要致傷機(jī)制；胸椎軸向壓縮和前屈產(chǎn)生的彎曲形變使得T7～T11 段同時(shí)擁有高截面力和彎矩，導(dǎo)致該段椎體前側(cè)應(yīng)力集中，胸椎前屈過(guò)彎伴隨軸向壓縮是該節(jié)段主要致傷行為；對(duì)于腰椎而言，L4～L5 段出現(xiàn)明顯彎曲導(dǎo)致椎體前側(cè)應(yīng)力集中，L1～L3 節(jié)段主要表現(xiàn)為軸向壓縮（圖8 高截面力）引起其椎間盤中心位置應(yīng)變明顯，腰椎同時(shí)承載的軸向壓縮和前屈彎矩是其椎體和椎間盤的主要致傷因素。以上結(jié)合運(yùn)動(dòng)學(xué)、動(dòng)力學(xué)和生物力學(xué)響應(yīng)分析的脊柱損傷行為邏輯一致，共同反映了不同節(jié)段脊柱損傷機(jī)制差異。同時(shí)，Comstock 等[2] 和Schoenfeld 等[3]的戰(zhàn)場(chǎng)損傷流行病學(xué)研究指出C4～C7、T8～T12 及L1～L5 節(jié)段損傷高發(fā)，Somasundaram 等[20] 通過(guò)PMHS 實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)胸椎過(guò)度屈曲且T8～T12 段損傷機(jī)制為壓縮和彎曲載荷的共同作用，本文仿真結(jié)果映射的損傷行為與上述研究結(jié)論相似，因此結(jié)果具備可信度。

3 乘員脊柱損傷風(fēng)險(xiǎn)分析

為分析不同受載環(huán)境下的乘員脊柱損傷風(fēng)險(xiǎn)，此處基于圖4 所示模型，分別考慮不同的UBB 加速度峰值（100g～300g）和不同座椅懸架剛度（50～80 kN/m）及不同阻尼（0.6～1.2 kN·s/m）的緩沖吸能方式，建立如表1 所示的仿真矩陣。表1 中UBB峰值200g、座椅懸架剛度80 N/mm 和座椅懸架阻尼系數(shù)1.2 kN·s/m 為基礎(chǔ)模型（編號(hào)0），參數(shù)變化時(shí)每次僅變化其中一個(gè)參數(shù)設(shè)置仿真組，其他參數(shù)固定為基礎(chǔ)模型參數(shù)，如UBB 峰值變化時(shí)座椅懸架參數(shù)保持剛度80k N/m 和阻尼1.2 kN·s/m 不變。需要說(shuō)明的是，由于本研究所設(shè)計(jì)的座椅需要同時(shí)滿足抗爆（安全性）和減振（舒適性）功能，阻尼取值相對(duì)較低。損傷風(fēng)險(xiǎn)分析中，采用脊柱不同節(jié)段的椎體峰值應(yīng)力作為表征參量，量化分析上述3 個(gè)參數(shù)變化對(duì)脊柱損傷風(fēng)險(xiǎn)的影響。

不同受載工況下，乘員脊柱各節(jié)段應(yīng)力峰值的對(duì)比如圖11 所示，從圖中可以看出：所有仿真中頸椎應(yīng)力峰值基本都高于胸腰椎，腰椎應(yīng)力峰值為三者中最低；脊柱各節(jié)段應(yīng)力峰值隨UBB 峰值增大而增大，UBB 峰值對(duì)腰椎應(yīng)力峰值影響的線性程度最高；根據(jù)Zimmermann 等[21] 提出的青年人群皮質(zhì)骨壓縮和彎曲極限應(yīng)力均值（161 MPa）推斷發(fā)現(xiàn)，在抗爆座椅防護(hù)下乘員頸椎存在高骨折風(fēng)險(xiǎn)，胸腰椎損傷風(fēng)險(xiǎn)較低，這一規(guī)律與Somasundaram 等[20] 通過(guò)PMHS 實(shí)驗(yàn)得到的結(jié)論相似，即盆骨以下緩沖吸能可有效降低胸腰椎損傷風(fēng)險(xiǎn)，但對(duì)頸椎的防護(hù)能力較低。改變UBB 脈沖峰值和座椅懸架設(shè)計(jì)參數(shù)的仿真結(jié)果對(duì)比發(fā)現(xiàn)：UBB 加速度峰值對(duì)脊柱應(yīng)力峰值影響最顯著，UBB 加速度峰值每增大50g 可平均增大脊柱最大應(yīng)力約17 MPa；脊柱最大應(yīng)力隨座椅懸架剛度的增大呈增大趨勢(shì)，座椅剛度從50 kN/m 增大到60 kN/m 時(shí)的影響最顯著；而由于懸架阻尼較低，在本研究所設(shè)區(qū)間內(nèi)改變座椅懸架阻尼參數(shù)對(duì)乘員脊柱最大應(yīng)力幾乎無(wú)影響。上述規(guī)律表明，通過(guò)車體吸能設(shè)計(jì)盡量減小傳入座椅的UBB 加速度是乘員防護(hù)的關(guān)鍵，基于當(dāng)前座椅懸架吸能的抗爆措施或難以實(shí)現(xiàn)對(duì)頸椎的損傷防護(hù)，后續(xù)抗暴座椅優(yōu)化設(shè)計(jì)應(yīng)重點(diǎn)考慮頸椎防護(hù)。

4 結(jié) 論

通過(guò)對(duì)比文獻(xiàn)中的PMHS 試驗(yàn)數(shù)據(jù)驗(yàn)證了THUMS 人體有限元模型的生物逼真度，采用該模型研究了UBB 沖擊載荷下的乘員脊柱損傷行為和損傷風(fēng)險(xiǎn)，得到的主要結(jié)論如下。

（1） THUMS 模型能較好地模擬UBB 沖擊載荷下的PMHS 各脊柱節(jié)段加速度響應(yīng)，可借助其高生物逼真度開(kāi)展UBB 沖擊環(huán)境下的乘員脊柱損傷研究。

（2） UBB 沖擊載荷下乘員脊柱不同節(jié)段的運(yùn)動(dòng)響應(yīng)存在明顯差異，頸椎和胸椎上段主要表現(xiàn)為后伸，胸椎中-下段響應(yīng)為前屈伴隨軸向壓縮，腰椎主要為軸向壓縮。

（3） C4～T3 段脊柱后伸過(guò)展導(dǎo)致棘突、橫突和椎間盤纖維環(huán)損傷，T7～T12 段脊柱前屈過(guò)彎和軸向壓縮引起椎體前側(cè)損傷；腰椎段軸向壓縮導(dǎo)致椎體前側(cè)和椎間盤髓核處高損傷風(fēng)險(xiǎn)。

（4） 頸椎損傷脊柱各節(jié)段損傷風(fēng)險(xiǎn)隨受載加速度峰值增大而提高，抗暴座椅防護(hù)下胸腰椎損傷風(fēng)險(xiǎn)較低，但頸椎存在高骨折風(fēng)險(xiǎn)；減小座椅懸架剛度可降低乘員脊柱損傷風(fēng)險(xiǎn)，但在0.6～1.2 kN·s/m 范圍內(nèi)改變阻尼參數(shù)對(duì)乘員脊柱損傷風(fēng)險(xiǎn)無(wú)明顯影響。

參考文獻(xiàn)：

[1]BELMONT JR P J， GOODMAN G P， ZACCHILLI M， et al. Incidence and epidemiology of combat injuries sustained during“the surge” portion of operation Iraqi freedom by a U. S. army brigade combat team [J]. The Journal of Trauma： Injury，Infection， and Critical Care， 2010， 68（1）： 204–210. DOI： 10.1097/TA.0b013e3181bdcf95.

[2]COMSTOCK S， PANNELL D， TALBOT M， et al. Spinal injuries after improvised explosive device incidents： implicationsfor tactical combat casualty care [J]. The Journal of Trauma： Injury， Infection， and Critical Care， 2011， 71（5）： S413–S417.DOI： 10.1097/TA.0b013e318232e575.

[3]SCHOENFELD A J， GOODMAN G P， BELMONT JR P J. Characterization of combat-related spinal injuries sustained by aUS army brigade combat team during operation Iraqi freedom [J]. The Spine Journal， 2012， 12（9）： 771–776. DOI： 10.1016/j.spinee.2010.05.004.

[4]YOGANANDAN N， MOORE J， ARUN M W J， et al. Dynamic responses of intact post mortem human surrogates frominferior-to-superior loading at the pelvis [J]. Stapp Car Crash Journal， 2014， 58： 123–143. DOI： 10.4271/2014-22-0005.

[5]YOGANANDAN N， HUMM J， BAISDEN J， et al. Temporal corridors of forces and moments， and injuries to pelvis-lumbarspine in vertical impact simulating underbody blast [J]. Journal of Biomechanics， 2023， 150： 111490. DOI： 10.1016/j.jbiomech.2023.111490.

[6]BAILEY A M， CHRISTOPHER J J， BROZOSKI F， et al. Post mortem human surrogate injury response of the pelvis andlower extremities to simulated underbody blast [J]. Annals of Biomedical Engineering， 2015， 43（8）： 1907–1917. DOI： 10.1007/s10439-014-1211-5.

[7]PIETSCH H， DANELSON K， CAVANAUGH J， et al. A comparison of fracture response in female and male lumbar spine insimulated under body blast component tests [J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials， 2024， 150：106303. DOI： 10.1016/j.jmbbm.2023.106303.

[8]RUPP J D， ZASECK L， MILLER C S， et al. Whole body PMHS response in injurious experimental accelerative loadingevents [J]. Annals of Biomedical Engineering， 2021， 49（11）： 3031–3045. DOI： 10.1007/s10439-021-02803-1.

[9]OTT K A， DEMETROPOULOS C K， LUONGO M E， et al. Evaluation of the whole body spine response to sub-injuriousvertical loading [J]. Annals of Biomedical Engineering， 2021， 49（11）： 3099–3117. DOI： 10.1007/s10439-020-02656-0.

[10]尹寧， 王洪亮， 張進(jìn)成， 等. 垂向沖擊下穿戴裝備對(duì)乘員損傷影響研究 [J]. 爆炸與沖擊， 2021， 41（8）： 085101. DOI：10.11883/bzycj-2020-0229.

YIN N， WANG H L， ZHANG J C， et al. Research on the effect of wearing equipment on occupant injury under verticalimpact [J]. Explosion and Shock Waves， 2021， 41（8）： 085101. DOI： 10.11883/bzycj-2020-0229.

[11]羅鳴， 周云波， 張進(jìn)成， 等. 爆炸沖擊作用時(shí)間差對(duì)盆骨和腰椎的損傷研究 [J]. 爆炸與沖擊， 2021， 41（1）： 015902. DOI：10.11883/bzycj-2020-0059.

LUO M， ZHOU Y B， ZHANG J C， et al. Research on time interval of explosion impact on pelvis and lumbar spine injury [J].Explosion and Shock Waves， 2021， 41（1）： 015902. DOI： 10.11883/bzycj-2020-0059.

[12]SOMASUNDARAM K， ZHANG L， SHERMAN D， et al. Evaluating thoracolumbar spine response during simulatedunderbody blast impact using a total human body finite element model [J]. Journal of the Mechanical Behavior of BiomedicalMaterials， 2019， 100： 103398. DOI： 10.1016/j.jmbbm.2019.103398.

[13]WEAVER C M， STITZEL J D. Pelvic response of a total human body finite element model during simulated under body blastimpacts [C]//Proceedings of IRCOBI Conference 2015. Lyon， France， 2015.

[14]牛坤， 焦猛， 莫富灝， 等. 底部爆炸沖擊下裝甲車乘員下肢損傷行為與防護(hù)研究 [J]. 兵器裝備工程學(xué)報(bào)， 2022， 43（12）： 1–7.DOI： 10.11809/bqzbgcxb2022.12.001.

NIU K， JIAO M， MO F H， et al. Research on injury behaviors and protection of armored vehicle occupant lower limbs inunder-body blast impacts [J]. Journal of Ordnance Equipment Engineering， 2022， 43（12）： 1–7. DOI： 10.11809/bqzbgcxb2022.12.001.

[15]LUO W， NIU K， MO F H， et al. Pelvis and thoracolumbar spine response in simulated under-body blast impacts and protectiveseat cushion design [J]. Acta of Bioengineering and Biomechanics， 2024， 26（1）： 143–151. DOI： 10.37190/ABB-02423-2024-02.

[16]石秉良， 王顯會(huì)， 張?jiān)疲?等. 軍用車輛底部防護(hù)研究與發(fā)展綜述 [J]. 兵工學(xué)報(bào)， 2016， 37（10）： 1902–1914. DOI： 10.3969/j.issn.1000-1093.2016.10.018.

SHI B L， WANG X H， ZHANG Y， et al. An overview of development and research on bottom protection capability of militaryvehicle [J]. Acta Armamentarii， 2016， 37（10）： 1902–1914. DOI： 10.3969/j.issn.1000-1093.2016.10.018.

[17]汪國(guó)勝， 雷強(qiáng)順， 曹宇， 等. 軍用車輛座椅減振抗爆技術(shù)研究現(xiàn)狀與發(fā)展趨勢(shì)： 軍用車輛乘載員減振抗爆座椅設(shè)計(jì)技術(shù)研究系列一 [J]. 兵工學(xué)報(bào)， 2022， 43（7）： 1718–1732. DOI： 10.12382/bgxb.2021.0402.

WANG G S， LEI Q S， CAO Y， et al. Current status and trends in shock-absorbing and anti-explosion technologies for militaryvehicle seats research on design technology of shock absorbing and anti-explosion for military vehicle seats： series Ⅰ [J]. ActaArmamentarii， 2022， 43（7）： 1718–1732. DOI： 10.12382/bgxb.2021.0402.

[18]IWAMOTO M， NAKAHIRA Y， KIMPARA H. Development and validation of the Total Human Model for Safety （THUMS）toward further understanding of occupant injury mechanisms in precrash and during crash [J]. Traffic Injury Prevention， 2015，16（S1）： S36–S48. DOI： 10.1080/15389588.2015.1015000.

[19]KITAGAWA Y， HAYASHI S， YAMADA K， et al. Occupant kinematics in simulated autonomous driving vehicle collisions：influence of seating position， direction and angle [J]. Stapp Car Crash Journal， 2017， 61： 101–155. DOI： 10.4271/2017-22-0005.

[20]SOMASUNDARAM K， SHERMAN D， BEGEMAN P， et al. Mechanisms and timing of injury to the thoracic， lumbar andsacral spine in simulated underbody blast PMHS impact tests [J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials，2021， 116： 104271. DOI： 10.1016/j.jmbbm.2020.104271.

[21]ZIMMERMANN E A， SCHAIBLE E， GLUDOVATZ B， et al. Intrinsic mechanical behavior of femoral cortical bone inyoung， osteoporotic and bisphosphonate-treated individuals in low- and high energy fracture conditions [J]. Scientific Reports，2016， 6： 21072. DOI： 10.1038/srep21072.

（責(zé)任編輯 張凌云）

基金項(xiàng)目： 基礎(chǔ)加強(qiáng)計(jì)劃技術(shù)領(lǐng)域基金（2021-JCJQ-JJ-1309）；湖南省自然科學(xué)基金（2023JJ30246）