CC BY
48
УДК 539.3
Ю. А. Шукейло, канд. техн. наук,
Санкт-Петербургский государственный электротехнический университет «ЛЭТИ» В. П. Хомутов, канд. мед. наук, В. В. Хомутов, врач,
Центр стабильно-функционального остеосинтеза Елизаветинской больницы, Санкт-Петербург
Методы биомеханики трудовой деятельности и реабилитации
Ключевые слова: биомеханика работы, травма, компьютерное моделирование, томография, остеосинтез, метод конечных элементов
Рассмотрены методы, используемые в биомеханике и позволяющие анализировать движение тела человека, анализировать причины возникновения травм.
На производстве, в быту, спорте тело человека взаимодействует с орудиями труда, с оборудованием, с изделиями, с предметами окружающей среды. Результатом такого взаимодействия могут быть травмы различного рода. Тяжелые травмы человек получает при падении или столкновении тела с предметами производственной среды. При этом внешняя сила действует в течение очень короткого времени на ограниченную область тела и может вызывать серьезную травму или смерть.
Если человек выполняет на производстве работу и при этом прикладывает физические усилия, то они могут быть непродолжительными или постоянно повторяющимися, как на конвейере сборки в условиях массового производства. Если усилия слишком велики, то могут возникать тяжелые травмы или происходить постепенное ухудшение состояния тканей организма в течение длительного времени (недели, годы).
Биомеханика трудовой деятельности дает понимание механизма травмы, дает рекомендации по разработке стратегий предотвращения травмы, что позволяет рабочим безопасно выполнять задания в течение их трудовой деятельности.
Биомеханика трудовой деятельности изучает взаимодействия рабочих с их инструментальными средствами, машинами и материалами, чтобы найти способы уменьшения рисков повреждения муску-лоскелетной системы персонала.
В развитие биомеханики трудовой деятельности внесли свой вклад: Леонардо да Винчи (14521519) — изучал роль суставов при движении сегментов тела человека; Галилео Галилей (1564-1642) — исследовал движения человека и прочность костной ткани; Исаак Ньютон (1642-1727) — сформулировал общие законы механики твердого тела;
Майбридж Идвирд (1830-1904) — фотографировал движения тела; Итин Марей (1838-1904) — измерял силы и движения человека; Лилиан М. Гилб-рет (1878-1972) — первая создала методы анализа работы, предложила использовать анализ движений в решении повседневных бытовых проблем; Н. А. Бернштейн (1896-1966) — исследовал физиологию движений и активность [1]; Уилфрид Тейлор Демпстер (1905-1965) — разработал требования по размещению сидящего оператора; Ирвин Тичер (1918-1996) — построил биомеханические модели производственных задач.
Биомеханика трудовой деятельности включает в себя следующие разделы [1]:
• антропометрические методы;
• методы биомеханического моделирования;
• методы оценки производительности механической работы;
• биоинструментальные методы;
• методы классификации движений и прогнозирования во времени;
• методы кинезиологии.
Областями использования решений биомеханики являются:
• обоснование критериев отбора персонала и обучение;
• рекомендации по проектированию ручного инструмента;
• рабочее место и рекомендации по расположению пультов управления;
• рекомендации по компоновке проекта;
• предельные значения характеристик погрузоч-но-разгрузочных работ.
Использование этих методов обеспечивает улучшенные характеристики рабочего места и минимизированный риск механической травмы.
Методы антропометрии дают возможность определять линейные, угловые признаки, массовые характеристики. Они используются при проектировании рабочих мест для персонала в диапазоне от 5 до 95 перцентилей. Однако для практического выполнения компьютерного моделирования или
анализа человеческого движения в эргономике, ортопедии, спорте и других областях модели должны быть индивидуальны, поскольку параметры сегментов тела людей различны.
Характеристики идентификации определяют радиоизотопным и рентгеновским методами, компьютерной томографией, математическим и геометрическим моделированием, из уравнений регрессии [3]. Выбор числа сегментов тела человека определяет качество результата. Часто тело человека разделяют на 16 сегментов, но это не позволяет учесть особенности строения тела женщин.
Модель, включающая 17 сегментов, лишена этого недостатка. Она учитывает фактические колебания формы индивидуальных сегментов, изменение плотностей ткани в поперечном и продольном направлениях сегмента, различает плотность отдельных сегментальных подэлементов согласно подкожно-жировому строению, учитывает асимметрии сегмента, принимает во внимание все изменения в морфологии тела, склонность к ожирению, беременность и возраст. Это дает возможность достичь суммарной погрешности лучше чем 3 % для всех параметров [4].
Актуальным остается создание цифровых моделей человека для эффективного анализа эргономики и инструментальных средств проектов.
Моделируемые движения должны быть основаны на реальных данных движения человека. Модели движений должны давать возможность экстраполяции движений. В вычислительном отношении моделирование должно проходить в режиме реального времени. Модели должны автоматически адаптироваться и использовать новые данные о движении, чтобы стать более точными в предсказании нового движения, представляющего интерес для проектировщика. Эти модели должны прогнозировать движения и использоваться, в частности, для моделей проекта ручного труда [5].
Перспективными являются нейронные сетевые модели, в которых выходные данные (описание углов суставов или траекторий сегмента) согласованы с входными данными (описание задач движения и человека), чтобы оценить вес каналов связи в заданной сети. Как только весовые величины сети установлены для одного набора данных, сеть может использоваться для предсказания необходимого перемещения, когда есть новые входные данные.
Производственные травмы чаще всего приводят к повреждениям мускулоскелетной системы рабочего. В США стоимость лечения производственных травм и болезней в 2000 г. составила 155,5 млрд дол. [1], или 3 % от валового национального продукта. Это выше расходов на профилактику и лечение СПИДа и почти равно стоимости лечения рака или сердечных заболеваний. Приблизительно одна треть этих затрат связана с повреждениями поясничного отдела позвоночника. Поэтому
большое значение имеют профилактика и предупреждение травм на производстве.
При оценке физического состояния персонала возникает необходимость экспериментального определения механических свойств твердых и мягких тканей организма человека. В настоящее время накоплен обширный материал по определению механических характеристик прочности и пластичности спонгиозной и компактной костной ткани, а также хряща, сухожилий, связок и мышц. Однако следует заметить, что эти величины существенно зависят от возраста, пола, расы человека и других факторов. Это может вносить значительную погрешность в расчеты полей напряжений и деформаций.
При построении расчетных моделей опасных ситуаций, возникающих на рабочем месте, выделяют неудобные, опасные позы и структуры организма, испытывающие большие внешние воздействия. Отдельные костные структуры, как правило, имеют сложные форму и строение. В настоящее время точную геометрию кости строят по срезам томограммы. Это значительно повышает надежность рекомендаций. При расчете полей напряжений и перемещений в структурах сложной формы используется метод конечных элементов (МКЭ) [6].
Построение расчетных моделей и их математический анализ помогают оценить не только разрабатываемое изделие, но и влияние его на сегменты человеческого тела. Это приводит к созданию новых усовершенствованных изделий, которые имеют оптимальную конструкцию, лучшие эксплуатационные качества и не повреждают биологические ткани. Кроме того, это может значительно снизить число физических испытаний, которые повышают капитальные затраты.
В течение последних трех десятилетий используются математические модели, реализующие метод конечных элементов, позволяющий анализировать сложные конструкции.
Биомеханические расчетные модели строят с использованием анатомии исследуемых структур организма человека. Это необходимо для лучшего понимания травмы от периодически повторяющегося напряжения, болезней с отрицательной обратной связью типа артрита или острых повреждений. При реабилитации модели протезов и им-плантатов могут помочь хирургам и инженерам в работе по усовершенствованию имплантатов и улучшению комфорта.
Наиболее часто на производстве при работе в неудобных позах и с большими нагрузками происходит разрушение поясничных позвонков или межпозвонковых дисков. Такие же патологии могут быть у профессиональных водителей автомобилей и сельхозтехники. Поэтому анализ состояния позвонков и межпозвонковых дисков до и после операции имеет большое значение. Сложная форма позвонков определяет метод решения задачи по
№ 2(В)/2010[
биотехносфера
Рис. 1 Модель поясничного отдела позвоночника. Искусственный диск на уровне Ь4—Ь5. Показана сетка конечных элементов
определению напряженно-деформированного состояния — метод конечных элементов [7].
На рис. 1 показана конечноэлементная модель поясничного отдела позвоночника. Между четвертым и пятым позвонками удален диск и вместо него вставлен имплантат. Нагрузка на сегмент позвоночника приложена сверху и учитывает вес верхней части тела и мышцы. Была проведена оптимизация размеров имплантата. Анализ напряженно-деформированного состояния помогает врачам построить оптимальную тактику реабилитации больного.
Учет рекомендаций биомеханики в организации работы является относительно новой и актуальной концепцией, объединяющей знание анатомии, механики, человеческой физиологии, контрольно-измерительной аппаратуры для биологических исследований и технологий производства.
На производстве, в спорте, быту переломы длинных трубчатых костей относятся к наиболее частым повреждениям опорно-двигательной системы, а переломы бедренной кости — к тяжелым видам травм, которые занимают по частоте второе место среди переломов трубчатых костей (10,4-23,9 %).
В последние годы увеличивается число обращений здоровых людей с просьбой увеличить их рост. Причинами являются нерешенные проблемы социального или психологического плана. В ряде случаев у детей после перелома бедро ускоряет свой естественный рост, и врач сталкивается с необходимостью укорочения здорового бедра на 2-5 см. Как правило, пациент ставит задачу удлинения здорового бедра, а не укорочения травмированного.
По данным комитета экспертов Всемирной организации здравоохранения (ВОЗ), за последнюю четверть века частота врожденных аномалий развития скелета у детей удвоилась, и в настоящее вре-
мя здоровье детского населения во всех странах представляет серьезную социальную проблему. Динамика показателей заболеваемости населения России в группе «Врожденные аномалии» свидетельствует о выраженной тенденции к их росту. Так, в 1993 г. число детей и подростков с врожденными аномалиями, среди которых пороки развития опорно-двигательного аппарата 40-50 %, составляло 17,4 в расчете на 1000 человек данной возрастной категории, а в 1998 г. — 28,2 («Государственный доклад о состоянии здоровья населения Российской Федерации в 1998 году». Минздрав РФ, РАМН, 1999).
Постоянное увеличение количества врожденных аномалий развития опорно-двигательного аппарата человека выдвигает проблему удлинения конечностей, восстановления роста пациентов в число важных медико-социальных задач.
Неравная длина ног приводит к хромоте и отрицательно сказывается на всей кинематической цепи опорно-двигательного аппарата больного. Некомпенсированное укорочение ноги нарушает симметричное развитие мускулатуры и скелета нижних конечностей и приводит к деформации таза и компенсаторному искривлению позвоночника.
Биомеханика профилактики травм на производстве тесно связана с анализом результатов лечения и реабилитации пациентов после операций остеосинтеза переломов конечностей.
Важным является понятие об условной биомеханической оси нижней конечности, которое было сформулировано Duchenne G. в 1867 г. В норме центры всех основных суставов расположены на одной прямой. Это обеспечивает балансировку сложной многозвенной кинематической цепи нижней конечности и ее движения делает с наименьшими затратами энергии и оптимальной нагрузкой на суставы и кости.
Большинство публикаций по дистракционному остеосинтезу нижних конечностей посвящено удлинению голени, а абсолютное количество оперированных пациентов — на порядок выше. Это объясняется некоторой сложностью управления процессом удлинения, так как не все вопросы биомеханики бедра решены.
Удлинение анатомически здоровых бедер должно отразиться на состоянии смежных суставов. Чтобы уменьшить эффект изменения положения биомеханической оси, бедро удлиняют в области проксимального или дистального метаэпифизов кости.
Оценим условия реабилитации после операции остеосинтеза бедренной кости больного с учетом его возможностей обеспечить приемлемую рабочую нагрузку, условия для быстрейшего выздоровления, контроль степени риска и управления травматическими рисками.
Показаниями для операций удлинения конечностей являются:
Человеко-машинные системы
1) устранение повреждений костей в результате несчастных случаев;
2) исправление врожденных дефектов;
3) желание увеличить рост; возможности и состояние здоровья пациента.
Риски при реабилитации больного (пациента) после операции:
1) чисто медицинские;
2) при использовании имплантатов, физико-механические свойства которых отличаются от свойств кости;
3) при действии на конечность дозированных или (и) физиологических сил.
Остеосинтез бедренной кости после остеотомии выполнен с помощью углообразной пластины ТРХ для бедренной кости. Были исследованы три вида остеосинтеза после поперечной, косой и Z-образ-ной остеотомий и удлинения бедренной кости на 40 мм. При поперечной и косой остеотомиях между разводимыми фрагментами кости вставлялся аутотрансплантат подвздошной кости.
На первом этапе была создана 3Б-компьютер-ная модель кости по томографическим срезам бедренной кости человека. 2Б-срезы получили с помощью томографа (Siemens Somatom Emotion™, Berlin-Munich, Germany) и записали программой DICOM. Затем их перенесли в программу параметрического моделирования SolidWorks 2009 (Solid Works Corp; Concord, Massachusetts), в которой была создана 3D-модель бедренной кости, адекватно отражающая геометрию реальной кости, чему способствовала частота срезов, записанных программой DICOM.
На втором этапе были созданы компьютерные 3D-модели шурупов и углообразной пластины (рис. 2).
На третьем этапе проведено компьютерное моделирование остеотомии бедренной кости (рис. 3).
б)
Ö
Рис. 3
Компьютерные модели систем фиксации после остеотомии: а — прямой; б — косой; в — Е-образной
Рис. 2\ Компьютерная модель углообразной пластины ТРХ
Рассмотрим три варианта операции удлинения бедренной кости, проведенных по просьбе пациентов увеличить рост.
Каждая операция удлинения бедренной кости состоит:
1) из остеотомии (разделения кости на две части): поперечной, или косой, или 7-образной;
2) разведения фрагментов на 40 мм;
3) последующего соединения пластиной и шурупами фрагментов кости (при поперечной остеотомии в промежуток между фрагментами устанавливается вставка из спонгиозной кости).
Риски нарушения стабильной фиксации фрагментов кости при реабилитации пациента после операции возникают:
1) после проведения операции из-за различия физико-механических свойств имплантатов и кости (коэффициентов линейного расширения) и различия температур в операционной и организма;
2) при действии на вновь образованную геометрию конечности дозированной или физиологической силы.
На четвертом этапе моделировали остеосинтез удлиняемой бедренной кости с помощью пластины ТРХ и шурупов. Фрагменты кости разводили на 40 мм, и в промежуток между ними (в случае поперечной и косой остеотомий) вставляли модель спонгиозной кости. Затем обе части кости и вставку соединяли с помощью пластины для больше-берцовой кости и шурупов: пяти кортикальных и двух спонгиозных. При 7-образной остеотомии вставки отсутствовали.
На пятом этапе обосновывали и выбирали расчетную модель нагружения удлиненной бедренной кости.
Коленный сустав жестко закреплен. Нагрузка прикладывается к головке бедренной кости вдоль
№ 2(8)/20lÖ[
биотехносфера
биомеханический оси. Все материалы считались изотропными, упругими, так же как и кость, что характерно для молодого организма. Рассматривался случай полного восстановления костной ткани после лизиса и восстановления ее около металлических конструкций системы фиксации. Температура в операционной 20 °С, температура тела человека 37 °С.
Физико-механические характеристики материалов принимали из справочных и периодических источников (табл. 1).
Напряжения и перемещения рассчитывали методом конечных элементов в пакете Simulation, встроенном в SolidWorks 2009. Исследована сходимость.
Для каждого варианта из трех видов остеосин-теза удлиняемой бедренной кости были рассмотрены три задачи.
3 а д а ч а 1. Оценка влияния изменения температуры системы фиксации от температуры в операционной до температуры тела на напряженно-деформированное состояние кости и фиксатора. Впервые на это было обращено внимание в работе [8], а в работе [9] предложен способ уменьшения этого влияния.
3 ад а ч а 2. Анализ напряженно-деформированного состояния системы остеосинтеза при внешнем нагружении со стороны головки кости вдоль биомеханической оси. Эта ситуация может возникать при нагружении конечности дозированной силой 70 Н.
3 а д а ч а 3. Учитывалось суммарное воздействие дозированной силы и температуры на напряженно-деформированное состояние системы фиксации.
С точки зрения эргономики и биомеханики наиболее удачным вариантом операции удлинения конечностей следует признать тот, который обеспечивает при реабилитации больного лучшую стабильность фиксации фрагментов кости.
3а критерий оценки рисков нарушения стабильной фиксации фрагментов кости принято значение опасных напряжений в звеньях систем фиксации.
Таблица 1
Значения физико-механических характеристик материалов
Параметр Титановый сплав ВТб Компактная костная ткань Губчатая костная ткань
Модуль нормальной упругости Е, ГПа 110 16,2 0,6
Коэффициент Пуассона V 0,33 0,33 0,33
Плотность р, кг/м3 4700 2000 500
Предел прочности при растяжении стр, МПа 900 170 10
Предел текучести сгт, МПа 700
Рис. 4
Распределение эквивалентных напряжений в элементах системы фиксации после прямой остеотомии
Рис. 5
Распределение эквивалентных напряжений в щели проксимального отдела кости после прямой остеотомии (пластина скрыта)
Вычисления проведены для каждого из трех вариантов фиксации фрагментов кости для трех случаев внешних воздействий.
На рис. 4 приведена эпюра распределения эквивалентных напряжений в сборке при прямой остеотомии, а на рис. 5 показано распределение напряжений в щели в проксимальном отделе кости в месте ввода клинка пластины в кость. Наибольшего значения напряжения достигают в правом нижнем углу щели в зоне контакта с пластиной (пластина скрыта).
Результаты расчета перемещений и напряжений в системе фиксации фрагментов кости, получен-
Таблица 2 Значения эквивалентных напряжений в звеньях системы фиксации при изменении температуры на 17 °С
Тип остеотомии Наибольшие эквивалентные напряжения, МПа(% от опасного значения напряжения) Наибольшее перемещение, мм
Спонгиозная кость Кортикальная кость Пластина, шуруп
Поперечная 2,04 (20,4) - 7,9(1,1) 0,107
Косая 1,87(18,7) - 8,15 (1,16) 0,181
Z-образная 1, 7(17) - 0,6(0,94) 0,166
Таблица 3 Значения эквивалентных напряжений в звеньях системы фиксации при действии силы 70 Н
Тип остеотомии Наибольшие эквивалентные напряжения, МПа(% от опасного значения напряжения) Наибольшее перемещение, мм
Спонгиозная кость Кортикальная кость Пластина, шуруп
Поперечная Косая Z-образная 5,1(51) 2,38 (4,8 ) (23,8 и 48 ) 3,45 (34,5) 1,28(0,7) 2,58(1,5) 9,92 (1,49) 14,42 (2,06) 17,96(2,56) 0,174 0,237 0,374
Таблица 4 Значения эквивалентных напряжений в звеньях системы фиксации при действии температуры и силы 70 Н
Тип остеотомии Наибольшие эквивалентные напряжения, МПа(% от опасного значения напряжения) Наибольшее перемещение, мм
Спонгиозная кость Кортикальная кость Пластина, шуруп
Поперечная Косая Z-образная 1,26 (12,6) 2,2 (22) 3,4 (34) 2,0(20) 3,46(2,0) 6,57(3,86) 3,4(2,0) 12,35(1,76) 17,59(2,5) 18,83 (2,69) 0,221 0,390 0,501
ные после выполнения поперечной, косой и 7-об-разной остеотомий при различных внешних воздействиях, сведены в табл. 2-4.
Выводы
1. Большую часть силового воздействия воспринимает пластина или шуруп. Однако возникающие
в них напряжения малы по сравнению с опасными напряжениями (2,5 %).
2. Наиболее опасное напряженное состояние возникает в спонгиозной кости в зоне входа клинка пластины в кость (20-30 %). Об этом также говорится в работе [10] и для других систем фиксации.
3. Учет изменения температуры (температура операционной — температура организма человека) приводит к росту значений полного перемещения системы фиксации и эквивалентных напряжений в звеньях системы фиксации.
4. Рекомендации: необходимо осторожно нагружать конечность, воздерживаться от раннего нагружения ноги весом тела, использовать костыли.
5. Лучшим из вариантов с точки зрения биомеханики является операция с применением поперечной остеотомии.
| Л и т е р а т у р а |
1. Chaffin D. В., Andersson G. В. J., Martin В. J.
Occupational biomechanics. Wiley-Interscience. 2006. 360 p.
2. Бернштейн H. А. Физиология движений и активность. М.: Наука, 1990.
3. Аруин А. С., Зациорский В. М. Эргономическая биомеханика. М.: Машиностроение, 1988.
4. Hatze Н. Parameter identification for human body segment models//Theoretical issues in ergonomics science. Vol. 6, N 3-4, may-august 2005. P. 331334.
5. Chaffin D. В. Improving digital human modelling for proactive ergonomics in design//Ergonomics. Vol. 48, N 5, 15 ар^ 2005. P. 478-491.
6. DAN D. Finite element simulation of the dynamic application of the PAM-SAFE//Theoretical issues in ergonomics science. Vol. 6, N 3-4, may-august 2005. P.343-348.
7. Rohlmann A., Zander Т., Bock D., Bergmann G. Effect of position and height of a mobile core type artificial disc on the biomechanical behaviour of the lumbar spine//Proc. IMechE. 2008. Vol. 222, part H: J. Engineering in Medicine.
8. Шукейло Ю. А., Хомутов В. П. Оценка напряженного состояния кости на этапе проведения операции остеосинтеза // Биомеханика-2006. VIII Все-рос. конф. по биомеханике: тез. докл. С. 218-220.; с. 218-220. Нижний Новгород: ИПФ РАН, 2006. 291 с.
9. Пат. РФ № 2313301. Способ подготовки операции в ортопедии и травматологии с использованием металлических имплантатов для остеосинтеза/ В. П. X о м у т о в, Ю. А. Ш у к е й л о. Опубл. 27.12.07. Бюл. 36.
10. Рубленик И. М., Билык С. В., Шайко-Шайковский О. Г. Применение металлополимерных фиксирующих систем для интрамедуллярного остеосинтеза//Рос. журн. биомеханики. 2003. Т. 7,№1. С. 84-89.
№ 2(В)/2010[
биотехносфера
