Влияние нагрузки ускорения лифта

Влияние нагрузки, вызванной ускорением лифта, на уровень серьезности травм

Данная статья была представлена на Международном конгрессе по технологиям вертикальной транспортировки Elevcon и впервые опубликована в книге Международной ассоциации инженеров по лифтам IAEE «Elevator Technology 17» под редакцией Э. Ластига. Это репринтное издание с разрешения ассоциации IAEE (сайт: www.elevcon.com).

-

Краткое содержание.

В данной статье изучается влияние на тело человека ускорения, вызванного аварийной остановкой лифта. Эксперименты производились с самодвижущимся манекеном, помещенным в лифт. Кроме того, исследование основывалось на численном моделировании с помощью модели MADYMO активного человека. Кинематика и контактные усилия в экспериментах с добровольцами использовались для определения уровня активации мышц. Модель человека корректируется в соответствии с разницей между прыгающим человеком и человеком в кабине лифта при ударе по амортизаторам. С помощью достоверной модели проводилось параметрическое исследование, чтобы изучить влияние максимального значения ускорения, крутизны его возрастания и продолжительности действия.

-

1. Введение.

Лифт, как система вертикальной транспортировки, оснащен многочисленными устройствами, обеспечивающими аварийную остановку, гарантирующую безопасность пассажиров. Прежде всего, отключается питание от механизма тяги, чтобы прекратить вращение двигателя. Затем активируется тормоз двигателя, чтобы остановить вращение двигателя. Активируются ловители (устройства зажима направляющих), чтобы остановить свободное падение кабины, и, наконец, в приямке установлены амортизаторы, чтобы смягчить удар падающей кабины, когда ловитель нельзя активировать в низу шахты лифта.

При срабатывании защитных устройств кабина останавливается намного быстрее - с целью обеспечения безопасности - чем при нормальном режиме работы, и пассажиры испытывают действие значительно более высокого замедления, чем при стандартном останове кабины. Во избежание появления травм у пассажиров лифта, в Европе существует стандарт, регламентирующий замедление, получаемое в результате активации защитного устройства типа амортизатора или ловителя (EN 81-1, пункт 10.4.1.2.1):

Для амортизаторов с накоплением энергии и нелинейными характеристиками, а также для амортизаторов с рассеянием энергии: а) при ударе амортизатора кабины, идущей с номинальной нагрузкой, среднее замедление не должно превышать 1gn, где gn - это ускорение свободного падения, б) замедление, превышающее 2,5gn, не должно действовать дольше 0,04 с.

С момента публикации этих стандартов прошло много лет, и теперь не совсем ясно, что лежало в основе особенно последнего стандарта.

С другой стороны, прогресс в разработке высокоскоростных лифтов большой грузоподъемности без машинного помещения привел к появлению новых защитных устройств из новых материалов или новой конструкции, например, полиуретанового малого амортизатора, металлического амортизатора с постоянной деформацией и т.п. Поскольку характеристики этих новых устройств отличаются от традиционных, для них теперь требуются новые критерии и новый метод оценки. Кроме того, Японская ассоциация по лифтам и рабочая группа Международной организации по стандартизации проводят исследования, направленные на изменение существующего стандарта (см.: Сигета М. и другие, 2005), однако они еще не вышли на этап окончательной формулировки стандартов.

К настоящему моменту проведено множество исследований влияния больших значений замедления на повреждение тела человека во время автомобильных аварий или авиакатастроф. Однако в этих исследованиях преимущественно рассматривается горизонтальный удар и сидящие пассажиры. Не так много исследований затрагивает влияние замедления на стоящих пассажиров при вертикальном ударе (в направлении действия силы тяжести).

В данной статье предлагается метод оценки влияния вертикального замедления на серьезность травм пассажиров с помощью имитационного моделирования MADYMO. Во-первых, дан обзор литературы, показывающий приемлемые значения усилий и ускорения, действующих на части человеческого тела. Во-вторых, проводится эксперимент с ударом об амортизатор, используя реальный лифт с самодвижущимся манекеном для измерения значений прилагаемых сил и ускорения во время такого удара. Проводится испытание с добровольцем, выполняющим прыжок. Это позволяет исследовать влияние активации мышц и кинематики, чтобы использовать полученные результаты для задания параметров при имитационном моделировании тела человека. Наконец, вертикальный импульс, соответствующий удару об амортизатор лифта, подается на имитационную модель, и определяется воздействие замедления на травмы модели человеческого тела. Кроме того, приводятся результаты параметрических исследований максимальных значений ускорения, крутизны импульса и продолжительности действия.

-

2. Обзор литературы: устойчивость человека к вертикальному удару.

2.1. Возможные повреждения шеи.

Экспериментальным путем определяется динамическая выносливость и зависимость деформации шейного отдела позвоночника человека от величины силы под действием сжимающей нагрузки (Пинтар Ф.А. и другие, 1995). Среднюю повреждающую силу в 3,3 КН можно описать как устойчивость шеи у людей, проходивших проверку (средний возраст 62 года), к сжимающей нагрузке.

Замечено, что механизм повреждения зависел от первоначального легкого изгиба позвоночника (травмы при сжатии представляли собой чаще всего трещины в позвонках среднего отдела позвоночника, травмы при изгибах в большей степени относились к связкам).

-

2.2. Возможные повреждения позвоночника.

В отношении степени повреждения позвоночника, Кинг определил пороговое значение в 10 g (Нейхам А.М. и Мелвин Дж.М., 2004). Он делает вывод на основании наблюдений, как вертикальное ускорение может подвергнуть позвоночник сильному изгибу из-за того, что позвоночный столб расположен с задней стороны торса человека.

Механизм получения травм при этом виде перелома позвоночника объясняется теоретически как результат действия сжимающей нагрузки с большой энергией по оси позвоночника, начиная с ягодиц и таза, или за счет нарастания нагрузки в торсе, или за счет инерционной нагрузки поясничного отдела позвоночника от торса. При появлении такой осевой силы местоположение перелома позвоночника и его серьезность зависят от прочности позвонков на удар.

-

2.3. Возможные повреждения нижних конечностей.

Анализ результатов 126 отдельных испытаний с осевым ударом на мертвое тело (Куппа С. и другие, 2001) показал, что доминирующими травмами были переломы бедра и колена. Результаты позволяют предположить, что одна только осевая сила, действующая в бедре, дает достаточно надежный прогноз появления травм в колене и бедре. Согласно данным этого анализа, осевая нагрузка в бедре величиной 9,04 и 11,15 КН дает вероятность, соответственно, в 25 и 50% появления травм в колене-бедре степени AIS2+ (травмы степени AIS > 2).

Обратите внимание, что сокращенный вариант шкалы тяжести травм (AIS) представляет анатомическую систему баллов, которая обеспечивает достаточно точную классификацию травм по степени их тяжести. Показатель AIS2 соответствует травмам умеренной тяжести, типа разрыва пяточного сухожилия, вывихов, переломов и т.п.

Показано, что сочетание осевой силы в большой берцовой кости и массы человеческого тела дают возможность достаточно точного прогноза травм верхней суставной поверхности большой берцовой кости (Куппа С. и другие, 2001). Подставляя массу в 75 кг для мужчин 50-го процентиля, рассчитано значение риска получения травмы верхней суставной поверхности большой берцовой кости и мыщелка. Согласно графику риска, действие в большой берцовой кости центральной осевой силы в 5,6 и 7 КН соответствует вероятности 25 и 50% перелома верхней суставной поверхности большой берцовой кости и мыщелка.

Анализ логистической регрессии показал, что по меньшей осевой силе в большой берцовой кости также можно достаточно точно прогнозировать возможные травмы (Куппа С. и другие, 2001). Меньшая осевая сила в большой берцовой кости величиной в 5,2 и 6,8 КН соответствует вероятности в 25 и 50% перелома пяточной кости, щиколотки и середины стопы степени AIS2+.

Проведены испытания с маятником и салазками на целом мертвом теле человека, чтобы исследовать динамическую характеристику и устойчивость к тыльному изгибу, описанные Портье и другими (Пинтар и другие, 1995). Силы и моменты в голеностопном суставе были рассчитаны по значениям сил и моментов, измеренных в дистальной области большой берцовой кости. Основными травмами были лодыжечные переломы и разрыв связок. Выведена зависимость вероятности получения травм от величины момента, вызывающего тыльное сгибание в голеностопном суставе. Момент тыльного сгибания в голеностопном суставе величиной 50 и 60 Нм соответствует вероятности 25 и 50% появления травм щиколотки и лодыжки степени AIS2+.

Проведены испытания на выворот ног трупов, описанные Паранто и другими и Петитом и другими (Пинтар и другие, 1995). К наблюдаемым травмам относились переломы лодыжки и разрывы связок.

По результатам испытаний, выворачивающий момент величиной 33 и 40 Нм в области пятки соответствует вероятности в 25 и 50% травм лодыжки и связок степени AIS2+.

-

3. Эксперимент с ударом об амортизатор.

В данной главе описаны экспериментальные исследования, в которых лифт с манекеном Hybrid III, оснащенным всеми приборами, опускался с ударом на свои амортизаторы. Эксперименты проводились с целью определения влияния значений нагрузки и ускорения на модель тела человека, находящегося в лифте, который опускается с ударом на свои амортизаторы.

-

3.1. Установка для испытаний

Для наших экспериментов использовался манекен Hybrid III с тазом в стоячем положении. Манекен Hybrid III в настоящее время является стандартным для автомобилестроения стран всего мира и, вероятно, самым совершенным манекеном этого типа. Манекен Hybrid III для других целей был адаптирован и сделан стоячим, в связи с чем его можно использовать для измерений при вертикальном ударе.

Для экспериментов колени были установлены прямо (180°) и в согнутом положении (160°). До момента удара манекен стоял в лифте, поддерживаемый в этом положении несколькими веревками. В момент удара опоры манекена убирали. Эксперименты проводились в испытательной шахте лифта. Номинальная скорость лифта составляла 1,0 м/с. Кабина под контролем двигалась с постоянной скоростью в 1 м/с до тех пор, пока не опускалась с ударом на амортизаторы в приямке шахты.

-

3.2. Результаты эксперимента.

Проведены измерения ускорения на крестовине под кабиной и на полу внутри кабины. Использовались гидравлические амортизаторы, а вес кабины составлял 1 400 кг без нагрузки.

Можно сказать, что высота пика графика ускорения на крестовине под кабиной и на полу внутри кабины почти одинаковая, однако время пика на полу наступает позже примерно на 30 мс. Это происходит из-за динамической реакции конструкции кабины, в которой между полом и крестовиной установлены резиновые амортизаторы.

-

4. Эксперименты с добровольцами.

-

4.1. Установка.

В предыдущей главе изучалась реакция человека во время удара об амортизаторы, используя пассивный манекен при испытании на удар при столкновении. Поскольку манекен представляет собой модель из множества масс (органов), соединенных пружинами и амортизаторами, и в нем не учитывается действие напряженных мышц, необходимо учесть влияние активации мускулов при реакции тела реального человека для последующего имитационного моделирования человеческого тела.

В этой главе исследуется реакция активных мышц человека. Эксперименты с добровольцами в сочетании с компьютерным моделированием дают более глубокое представление о силах в реагирующем человеческом теле. Эксперименты с добровольцами помогают получить исходные данные для моделирования с амортизаторами лифта, их можно использовать и для оценки модели человеческого тела. При правильном понимании реакции тела человека можно ограничить травматизм путем оптимизации амортизаторов лифта. Для участия в исследовании были выбраны три человека, не страдающие болезнями ног. Это были здоровые мужчины среднего состояния и веса, старше 18 лет. Размеры и форма тела добровольцев напоминала модель человеческого тела (средний мужчина-европеец).

На них были установлены 2 акселерометра с проводами (каждый с частотой 20 000 Гц, измеряющий значения по трем осям), по одному на каждом бедре. Кроме того, были поставлены маркеры. Для определения усилия участники эксперимента прыгали на платформе, которая активировалась при первом соприкосновении с пластиной. Синхронизация с акселерометрами осуществлялась с помощью медной фольги. Кусочек медной фольги, соединенный проводом с набедренным акселерометром, был помещен под ногу, а другой - на пластину для определения усилия. Прыжки снимались на высокоскоростную видеокамеру. Впоследствии прыжки отслеживались с помощью программного обеспечения Falcon.

Высота прыжков - 0,5 и 0,75 м - была выбрана на основании результатов предшествующих экспериментов с манекеном и моделирования. После установки приборов и тренировки участников эксперимента просили прыгать с высоты 0,5 или 0,75 м на пластину для определения силы. Сначала проверили повторяемость результатов; участников эксперимента просили сделать по три прыжка с высоты 0,5 м на платформу так, как им было удобно. После этих трех прыжков, были выполнены четыре прыжка.

-

4.2. Результаты эксперимента.

Были сопоставлены результаты прыжков с высоты 0,5 м при сгибе в колене под углом примерно 90° и без предварительного напряжения мускулов перед приземлением вместе с результатами моделирования.

Время максимального ускорения бедра и пикового значения контактных сил аналогичны. Графики для всех участников эксперимента похожи, хотя пиковые значения силы различаются. Значения замедления движения бедра с максимумом на уровне 80 м/с2 сравнительно невелики по сравнению с приземлением на вытянутых ногах. Максимальные пиковые значения силы лежат в диапазоне от 2,5 до 6,0 КН для разных участников испытаний. Разница в пиковых значениях силы может быть вызвана разным использованием рук и положением верхней части тела во время приземления.

По кинематическим данным по оси у при движении вниз можно видеть, что бедро продолжает двигаться вниз, когда ступня уже коснулась земли. Скорость по осям х и у рассчитывалась как производная от величины смещения. Максимальная скорость в вертикальном направлении (по оси у) составила примерно 3,5 м/с для ступни.

-

4.3. Имитационное моделирование прыжков добровольцев.

-

4.3.1. Фасетная модель ноги.

Используется фасетная модель пассажира лифта MADYMO с фасетными ногами. Фасетки представляют собой плоские грани геометрических фигур, используемых в методе конечных элементов.

Фасетная модель ноги основана на многокомпонентной модели нижних конечностей человека Холла (1998), которая включает в себя бедро, голень, лодыжку и стопу. Модель Холла была дополнена мускулатурой для имитации фиксации. Внутренняя геометрия костей взята из книги Делпа и других (1990).

Модель ноги состоит из 30 членов, соединенных между собой посредством сочленений. Для создания модели, повторяющей антропологию реального человеческого тела, использовалось несколько видов сочленений (например, свободные и шаровые).

-

4.3.2. Моделирование мышц Модель мышц MADYMO сконструирована как мышцы типа Хилла. Мышца Хилла представляет собой мышцу, моделируемую в виде двух параллельных силовых элементов.

Элемент мышцы типа Хилла включает в себя два силовых элемента:

1) сокращающийся элемент (СЕ), описывающий активную силу FСЕ), вырабатываемую при сокращении мышцы;

2) параллельный упругий элемент (РЕ), описывающий пассивную упругую силу (FРЕ), появляющуюся при растяжении мышечных тканей.

-

4.3.3. Результаты моделирования.

Результаты моделирования представлены в виде графиков положения и скорости маркеров, а также контактной силы и ускорения бедра.

Маркеры разделяются на три группы:

¦ стопа и лодыжка,

¦ колено,

¦ бедро и вертел бедренной кости.

Результаты моделирования положения и скорости бедра и вертела бедренной кости по оси у показаны сплошными линиями.

Прыжок выполнялся с малым напряжением мышц с высоты 0,5 м при сгибе колена под углом 90°.

Результаты моделирования можно сравнить с прыжками добровольцев. Результаты по положению и скорости по оси у (в вертикальном направлении) являются наиболее важными параметрами и демонстрируют хорошее совпадение. Моделирование результатов ускорения бедра и контактной силы несколько завышены, представляя собой сценарий по наихудшему варианту. В кинематике не наблюдается особых различий между прыжками добровольцев при малом предварительном напряжении и высоком предварительном напряжении.

Текущее состояние модели представляет собой достоверную модель, готовую для дальнейшего использования. При проверке достоверности выполнялся подсчет для дальнейшего моделирования при согнутых коленях.

-

5. Моделирование удара об амортизаторы лифта.

В этом разделе описано численное исследование удара об амортизаторы лифта при свободном падении кабины, выполненное с помощью достоверной модели человеческого тела.

-

5.1. Исходные данные для моделирования свободного падения.

Формируются исходные импульсы замедления, используя импульсы, измеренные при реальных испытаниях с ударом о гидравлические амортизаторы. Пиковая высота импульса составляет 49,1 м/с2, а период времени, в течение которого замедление превышает 2,5gn, составляет 0,03 с.

Импульс замедления прикладывается к модели человеческого тела вместо платформы лифта. Импульс инвертируется, и вычитается сила тяжести. Чтобы избежать возмущения в исходном положении, свободно падающая часть удаляется. Исходные положения взяты аналогично моделированию прыжков добровольных участников испытаний.

-

5.2. Результаты моделирования свободного падения.

Реакция модели человеческого тела представлена кадрами снятого видеофильма.

-

5.3. Реакция модели.

Реакция модели показана в табл. 2.

Замедление, действующее на тело человека, и соответствующие критерии травматизма, описанные в разделе 2, представлены в табл. 3.

По данным реакции модели и замедления, действовавшего на тело человека, можно сделать следующие выводы:

1. Во всех случаях данного моделирования значения осевой силы сжатия в шее, в большой берцовой кости/бедре, а также крутящий момент в лодыжке существенно ниже заданных критериев.

2. Результирующие значения ускорения во всех точках позвоночника имеют принципиальное значение, особенно в случае прямых коленей.

Причина, по которой ускорение, действующее на позвонки (73,1 м/с2), превышает пиковое значение исходного импульса (39,2 м/с2), заключается в том, что в данном моделировании удар об амортизатор происходит при свободном падении лифта. В начале импульса на тело человека не действует сила тяжести, но после удара об амортизатор, когда начинается замедление, появляется толкающая сила, вызванная замедлением, которая действует на человеческое тело. Затем тело мгновенно толкается на пол, и вызываемое при этом ускорение значительно превышает исходный импульс. Также можно сказать, что упругость человеческого тела не слишком помогает уменьшить удар по позвоночнику.

-

6. Исследование изменения параметров.

Целью изучения изменения параметров является определение действия пиковой высоты графика ускорения, его продолжительности и крутизны пика на результирующую тяжесть травм. Опорный сигнал тот же, что и в предыдущем исследовании. Выполнено четыре моделирования с четырьмя разными импульсами замедления:

¦ импульс, в котором длительность пика на 50% больше, чем у опорного импульса,

¦ импульс, у которого пик на 10% выше, чем у опорного импульса,

¦ импульс, у которого пик на 10% круче, чем у опорного импульса.

По данным результатов можно сказать, что влияние высоты пика намного больше, чем остальных параметров. Однако влияние высоты пика на силы, действующие на шею и позвонки человека, все же выглядит не таким большим.

-

7. Заключение.

В данном исследовании рассматривается метод имитационного моделирования с использованием модели человеческого тела МАБУМО для изучения уровня серьезности травм стоящих пассажиров лифта при резком вертикальном ударе. Проведена оптимизация параметров и оценка достоверности имитационной модели с использованием результатов реального эксперимента с ударом об амортизаторы кабины лифта, в которой находился манекен человека, а также испытаний с прыжками добровольных участников эксперимента. Установлено, что учет активации мышц и кинетики человеческого тела имеет большое значение для достоверности моделирования.

С помощью имитационной модели изучалось влияние удара об амортизаторы на модель стандартного мужчины-европейца. Выявлено, что наибольшее значение имеет воздействие ускорения на позвоночник, особенно, когда человек стоит, не сгибая коленей.

Мы планируем провести дальнейшее моделирование с исходными данными другого типа и более подробно исследовать влияние силы удара на человеческое тело. Мы надеемся, что полученные результаты помогут в разработке нового стандарта безопасности лифтов.

-

Библиография

Делп С.Л., Лоун Дж.П., Хой М.Дж., Зайек Ф.Е., Топп Е.Л., Розен Дж.М. Интерактивная графическая модель нижних конечностей человека для изучения ортопедических хирургических процедур // Материалы Института инженеров по электротехнике и электронике IEEE по биометрической технике. - 1990. - Т. 37. - С. 757-767.

ХоллДж.У. Определение биомеханических характеристик и многокомпонентное моделирование нижних конечностей человеческого тела // Диссертация в университете штата Вирджиния. - 1998.

Куша С., Ванг Дж., Хаффнер М., Эппингер Р. Травмы нижних конечностей человека и соответствующие критерии травм // Материалы 17-й Международной технической конференции по повышению безопасности транспортных средств. - 2001. - Статья № 457. Нахум А.М., Мелвин Дж.М. Травмы при несчастных случаях. - Spronger: 2001. - 642 с.

Пинтар Ф.А., Н. Йоганандан, Л. Ву, Дж.Ф. Кьюсик, Д.Дж. Меймен и А. Сэнсес-мл. Динамические характеристики шейного отдела позвоночника человека // Всемирный конгресс Общества автомобильных инженеров SAE. - 1995. - SAE 952722.

Сигета М., Окада М., Наруми Е. Безопасный уровень замедления и соответствующий метод оценки защитных устройств лифта // Конференция по лифтам, эскалаторам и аттракционам. - 2005. - № 04-57. - С. 19-22.

Звоните!
8(926)353-03-60