Дек 21

Предельно переносимые величины ударных ускорений по вектору +Z

Оценка сводных данных Эйбэнда свидетельствует о том, что между величиной предельно переносимых добровольцами ударных ускорений и пороговой величиной ускорений, вызывающих травмы, находится мало или почти неизученная область. Как показывает рис. 7, А, эта область простирается вверх по оси ординат выше 20 G, а по оси абсцисс, указывающей продолжительность ударных ускорений, она имеет границу 0,04 сек. Это означает, что действие ударных ускорений еще меньшей продолжительности на людей не изучалось. К сожалению, именно эта неизученная область и представляет наибольший интерес для космических полетов. К тому же на графике ясно видно, что границы предельно переносимых значений ударных ускорений +GZ определены нечетко, и дальнейшее накопление данных по этому параметру может изменить форму представленных кривых. Несмотря на то, что графические данные построены на малом числе экспериментальных воздействий и при наличии минимального выбора переменных воздействий недостаточны для уверенного разграничения зоны предельно переносимых ускорений, общий вид кривой (рис. 7, А) заслуживает некоторых пояснений. Они необходимы для понимания общего вида кривой предельно допустимых ударных ускорений в зоне воздействия с наименьшей продолжительностью. Обращает на себя внимание тот факт, что для плато величин продолжительностью воздействия ударных ускорений до 0,007 сек. граничные значения кривой, разделяющей зону тяжелых травм от зоны травм умеренной тяжести, на графике с логарифмическими координатами уменьшаются почти по линейному закону с увеличением длительности ударного воздействия. Характер зависимости этих параметров может быть понят, если рассматривать ее в понятиях динамической реакции механической системы. Использование механического моделирования в этом случае представляется вполне логичным и законным, поскольку патогенез травмы, имеющий важное значение для практики космических полетов, является механическим по своей природе, а именно компрессионным переломом позвоночного столба.

Рис. 9. Вероятность травмы позвоночного столба, вычисленная на основе сопоставления экспериментальных данных с результатами катапультирования в полете на современных самолетах

а – модель травмы позвоночного столба;

б – тип самолета;

в – случаи катапультирования с благополучным исходом; звездочкой обозначены случаи применения катапульт с ракетным ускорителем.

Простейшим аналогом, который был предложен для исследования ударных ускорений +GZ, параллельного оси позвоночного столба, явилась механическая модель, состоящая из массы, пружины и вязкого демпфера. Механические элементы являются фрагментарными параметрами составных элементов, т. е. вся масса тела человека, которая действует на позвонки, вызывая их деформацию, в модели представлена единым элементом массы. На рис. 9 даны вероятностные значения травмы позвоночника как функции коэффициента динамической реакции. Эта модель используется для расчета максимальной величины отклонений и соответствующего напряжения, возникающего внутри позвоночного столба, при любых значениях параметров удара. Компрессионный перелом развивается тогда, когда сила сжатия пружины превышает величину ее предельного напряжения на деформацию и разрушение. Свойства элементов модели задаются на основе имеющихся данных. Упругость пружины и напряжение, вызывающее ее разрушение, определяются эмпирическим путем на сегментах позвоночного столба, взятых у трупа, а коэффициент демпфирования вычисляется на основе параметров механического импеданса, замеренного в исследованиях с воздействием вибрационных колебаний на испытуемых. Реакция модели при воздействии ударных ускорений любой заданной величины и продолжительности может быть определена на основе решения дифференциального уравнения второго порядка, содержащего члены, которые описывают положение механических элементов во времени.

Использование механической модели позволяет также получить исходные вероятностно статистические материалы, необходимые для прогнозирования травматических повреждений. Поскольку модель действия ударных ускорений сводится к учету единственного параметра, т. е. максимального отклонения или силы сжатия элементов в пружине, на ее основе может быть вычислена корреляционная зависимость между указанным параметром и тяжестью травмы. Например, напряжение или разрушение тела позвонка является величиной переменной, но она может быть статистически описана путем определения вероятности разрушения позвоночного сегмента. Аналогичный подход используется для оценки характера зависимости между возрастными сдвигами и величинами напряжений, вызывающих разрушение позвоночного сегмента.

Для определения достоверности моделирования расчетные значения ударных воздействий, приводящих к травмам позвоночного столба, полученные с помощью моделей, сравнивались с аналогичными показателями травматических повреждений позвоночного столба у летчиков после катапультирования в аварийных ситуациях полета. Изучавшаяся в исследовании зависимость вероятностного показателя травматизма позвоночного столба у летчиков при катапультировании от характеристик реального ударного воздействия представлена в графическом виде на рис. 9. Реакции моделей характеризуются величинами индекса (в советской литературе – коэффициента) динамической реакции (КДР). Фоновая оценка вероятности травматического повреждения позвоночного столба, экспериментально установленная на трупах человека, сравнивается с фактическими данными травматизма позвоночника в реальных условиях катапультирования. Наклон линии, проведенной через точки вероятностных показателей травматического повреждения позвоночного столба в реальных условиях катапультирования, был определен с учетом диапазона напряжений, в пределах которого наблюдается разрушение позвонков и который был установлен при воздействии ударных ускорений на трупы людей. Модель травматического повреждения позвоночного столба и вероятностные показатели этого повреждения были использованы для расчета прогностического показателя возможности травмы позвоночника в условиях воздействия ударных ускорений, которые могут иметь место в реальном полете космического корабля.

Структуру повреждения тела позвонка наглядно характеризуют материалы табл. 1, где представлена последовательная зависимость тяжести травмы от величины деформации.

Обширные исследования, посвященные определению прочности тел позвонков и межпозвоночных дисков, были проведены с целью установления более точных прогностических оценок тяжести воздействия ударных ускорений +GZ. Эта работа в значительной мере расширила существующие представления и объем экспериментальных данных по биомеханической прочности костной структуры позвоночника. В данных исследованиях было изучено 530 тел позвонков.

Таблица 1. Изменение костной структуры в зависимости от величины деформации

Деформация, % Степень тяжести механических повреждений
6-10 Деформация в диапазоне эластических обратимых изменений. Структурные макроскопические сдвиги отсутствуют
12–13 Первые макроскопические необратимые изменения. Сжатие лимбической зоны
17–18 Трещины и сдавление в области обхвата тела позвонка
25–26 Переломы внутри тел позвонков без смещения отломков
36–37 Переломы тел позвонков со смещением отломков

Более того, были проведены опыты по определению биомеханического сопротивления тел позвонков шейного отдела. Понятно, что при оценке напряжения, вызывающего деформацию шейных позвонков, было получено небольшое количество данных. Средние значения предельных величин напряжения, вызывающих разрушение тел позвонков, которые были установлены экспериментальным путем в этом исследовании, даны в табл. 2.

Таблица 2. Механическая прочность позвонков в условиях вертикального сжатия

Позвонки

кг

Позвонки

кг

Позвонки

кг

1-й  шейный

2-й  шейный

3-й  шейный

4-й  шейный

5-й  шейный

6-й  шейный

7-й  шейный

1-й грудной

800

510

404

408

453

563

464

475

2-й  грудной

3-й  грудной

4-й  грудной

5-й  грудной

6-й  грудной

7-й  грудной

8-й  грудной

9-й  грудной

436

467

522

551

619

681

824

840

10-й  грудной

11-й  грудной

12-й  грудной

1-й  поясничный

2-й  поясничный

3-й  поясничный

4-й  поясничный

5-й  поясничный

860

917

1054

1059

1175

1269

1296

1286

Представленные значения согласуются с данными других авторов по величинам биомеханической прочности в зависимости от локализации тела позвонка в позвоночном столбе. Однако величина напряжения, вызывающего разрушение костных структур, приблизительно на 18% больше аналогичного показателя в ранее представленных данных. Исследования были проведены на телах позвонков, принадлежащих людям в возрасте от 19 до 40 лет. Указанные позвонки были извлечены из трупов для экспериментального исследования не позднее 30 час. с момента смерти. Данные представленной таблицы были получены при деформации от воздействий со скоростью в 10 мм/мин. Количество наблюдений, использованных при вычислении среднеарифметических показателей, варьировало от 6 до 16.

Усредненные показатели биомеханической прочности межпозвоночных дисков шейного, грудного и поясничного отделов позвоночного столба представлены в табл. 3. Предельная величина напряжения, вызывающего деформацию диска, оценивалась по разрыву фиброзного кольца диска и выдавливанию из него студенистой массы.

Таблица 3. Биомеханические характеристики прочности межпозвоночных дисков в условиях вертикального сжатия

Отдел позвоночного столба

Величина максимального напряжения, вызывающего деформацию, кг

Эластическая деформация, мм

Шейный

486

1,2

Грудной

1270

1,6

Поясничный

1502

2,1

 

В связи с длительными космическими полетами большой интерес и теоретические споры вызывают вопросы потенциально неблагоприятного влияния на параметры устойчивости человека к ударным ускорениям факторов продолжительной гиподинамии, физического бездействия и невесомости. Влияние факторов моделируемой невесомости на функцию сердечно-сосудистой системы и обменные процессы освещается в отдельной главе. Здесь следует только упомянуть, что выявленные сдвиги в сердечно-сосудистой системе должны оказать определенный неблагоприятный эффект на реакции сердечно-сосудистой системы при воздействии ударных ускорений. Количественных показателей отмеченных сдвигов не имеется, и роль этих явлений при определении предельно переносимых для человека величин ударных ускорений обычно не учитывается. Однако снижение биомеханической прочности костных структур вследствие остеопороза, вызываемого действием невесомости, является научно установленным фактом, так как разрежение костных структур было обнаружено и у космонавтов после космических полетов, и у людей-испытателей, а также у животных в опытах с воздействием моделируемой невесомости. Хотя разрежение костных структур само по себе не может оказать прямого влияния на параметры сопротивления костной ткани, есть все основания предполагать, что длительный космический полет вызовет выраженное снижение биомеханической прочности костной системы в отношении воздействия ускорений ударного характера. У обезьян резус, ранее находившихся в обездвиженном состоянии в гипсовом корсете в течение 249 суток, было выявлено снижение биомеханической прочности позвоночного столба на 25%, причем значительная часть патологических сдвигов развилась уже через 60 суток иммобилизации, как свидетельствуют графические данные (рис. 10). В настоящее время эти данные не могут быть использованы для количественной оценки снижения биомеханической прочности костных структур человека, но они ясно указывают на необходимость проведения дальнейших исследований в этом направлении.

Рис. 10. Устойчивость позвоночного столба к действию ударных ускорений у здоровых обезьян и обезьян с остеопоротическими изменениями костного скелета

В связи с изложенным следует более осторожно оценивать предельно переносимые величины ударных ускорений, установленные по критерию биомеханической прочности костного скелета «нормальных» испытуемых, адаптировавшихся к земной гравитации.

С целью изучения действия ударной волны при взрыве ракетного двигателя, расположенного под полом кабины, на человека, находящегося в положении стоя, было проведено исследование переносимости человеком ударных ускорений в этой позе. В случае ударного воздействия на стопы вытянутых ног перелом дистальной части большеберцовой кости ноги человека наблюдался при нагрузке осевого направления в 680 кг вследствие возникновения зоны сжатия между коленным и голеностопным суставами. Максимальная величина изменения скорости, передаваемой испытуемому, стоящему на пружинящих вытянутых ногах, составляет 3 м/сек. Результирующая кривая предельно переносимого ударного воздействия показана на рис. 11.

Рис. 11. Устойчивость «сгруппировавшегося» в положении стоя человека к ударным воздействиям кратковременной продолжительности

А – предел устойчивости (16), ≈ 40% случаев – перелом стопы или голени;

Б – два случая перелома в положении стоя на одной ноге;

В – уровень травмы

На рисунке графически представлены результаты небольшого числа эмпирических исследований биомеханического сопротивления костей ног у трупов. Такие критерии предельно переносимых ударных воздействий имеют ценность при разработке медико-технических требований к проектируемым посадочным ступеням лунного или межпланетного космического корабля, когда летный экипаж при выполнении посадки может находиться в положении стоя.

После начальной фазы сжатия вследствие ударного воздействия на пол незакрепленный человек будет отброшен, оторван от пола с определенной скоростью, хотя эта скорость может не вызвать травмы. Она повлияет на скорость соударения человека с объектами кабины в конечной фазе его перемещения, когда может возникнуть травматическое повреждение. Величины начальной скорости отрыва в положении стоя и сидя были определены при воздействии некоторого диапазона ударных ускорений.

Рис. 12. Отношение скорости отрыва (Vk) от опорной поверхности к максимальной скорости движения опоры (Vd) как функция отношения времени подъема до максимальной скорости (tp) опоры к периоду собственных колебаний тела человека (Т)

На рис. 12 графически отображается отношение максимальной скорости движения пола (Vd) к начальной скорости (Vk), выраженное в виде функции времени повышения скорости до максимального значения (tp) относительно естественного периода собственных колебаний тела человека (Г). Кривые подчиняются функциональной зависимости вида:

где Т – 0,1 сек. для стоящего человека и 0,167 сек. для сидящего человека.

Похожие статьи:

  1. Сравнительная оценка прочности позвонков при статических и ударных нагрузках В. А. Корженьянц Действие ударной нагрузки на организм человека сопровождается...
  2. Физиологическое и патологическое действие ударных ускорений Большинство исследований по изучению действия ударных ускорений на организм человека...
  3. Устойчивость человека к ускорениям и критерии ее оценки Оценка устойчивости организма к действию ускорений зависит от характера выбранного...

автор admin \\ теги: , , ,



Написать ответ

Вы должны войти чтобы комментировать.