автореферат диссертации по технологии материалов и изделия текстильной и легкой промышленности, 05.19.06, диссертация на тему:Разработка методов расчета энергозатрат человека при ходьбе в обуви и амортизирующего низа обуви

На правах рукописи

РГВ Ой

~ С Н 01 7'

МОСКВИН Олег Ярославзч "

РАЗРАБОТКА МЕТОДОВ РАСЧЕТА ЭНЕРГОЗАТРАТ »(ЕЛОВЁ ГСЛ ГГГИ ХОДЬБЕ О ОКУПИ И АМОРТИЗИРУЮЩЕГО НПЗА ОКУПИ

Спечиялыктсть 05Л9.0$ -«Тек:«логгп обуттх и

кокепкто-галтггергйных тделкй»

АВТОРЕФЕГДТ

дз«1»рт«цяя »я сшаппае

уч««ой стелят паидлдата т«тинпмк;лг мук

Москва - 2000

кгта таполпепа в Российском заочном штсппуго текстильной п •кой промышленности

учный руководитель: доктор технических паук,

профессор Александров С.П.

лщяалыше оппонента: доктор технических наук, профессор Лопаидгш ИЛ.

кандидат технических паук,

старший научный сотрудник ЗибииАЮ.

:дущее предприятие : Московская фабрика ортопедяческсй обугв

лспа дясссртаатт состоится «/£» поябр» 2000 г. в 10 ч. па заседашт гсссртицлонпого совета Д 053.32.03 при Московском государ ста сотом (Пйсрсятсте дизайна п тсхноногвп по адресу. 113805, г. Москва, щмшпчдаская, 33.

диссертацией можпо ознакомиться в библиотеке университета. Апггореферат разослал « ¡2 » октября 2000 г,

Учений секретарь диссертационного совета

кандидат технических паут, /к,

профессор Жихарса А.П.

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность проблемы. Диалектическое развитие конструкции обу! на современном этапе связано с повышением ее комфортности, в широко смысле этого понятии. В спектре показателей комфортности вопрос увеличения затрат энергии носчика при ходьбе в обуви, амортизация силовь ЕОздействий на опорно-двигательный аппарат человека играют существенну роль, так как эти показатели связаны с повышенным утомление) неприятными, а подчас и болезненными ощущениями. Недостаточнг ;ШО[г1 шация квазиударных нагрузок на тело человека со стороны опорнс поверхности вызывает напряжение в мышцах, связках и во внутренних оргаш человека, что приводит к патологическим изменениям и является одной 1 причин возникновения таких болезней, как радикулит, остеохондроз и др.

Поэтому создание конструкций обуви не вызывающей утомления пр ходьбе, защищающей тело человека от мкогоцикловых ударных воздействий с стороны жесткой опорной поверхности является насущной проблема современной цивилизации.

Теоретические аспекты проблемы энергозатрат человека в процесс ходьбы в обуви еще не достаточно исследованы в силу ее сложности дополнительная энергия идет не только на деформацию обуви, но еш включается адаптационный механизм человека, который меняет стиль лоходк н смсс;« с ним кинетико-динамические и энергетические характеристик двих;снмя человека.

При решении задачи амортизации сложность заключается моделировании тела человека, пакета деталей обуви, основания, определени параметров системообразующих элементов.

Сдерживающим фактором на пути проведения углубленны исследований по проблеме является явная недостаточность разработок области испытательной аппаратуры для комплексной оценки параметро

(мфортности, что также требует скорейшего решения. Как показывает анализ [тературиых источников, за рубежом поставленной проблеме уделяется шь косвенное внимание. Это позволяет надеется, что используя >едложенные методы расчета н при скорейшем переходе от НИ О К" Ра к умышленным разработкам, удастся существенно покысшь ткурентоспособность отечественно!! обуви.

Цель н задами исследований. Процесс создания здоровьесберегающей >уви охватывает все стороны ее конструирования, в том числе и системы ни за >уви. В настоящее время требования к конструкции низа обуви отражают в шовном защитные, гигиенические и эстетико-экономнческие функции. Но [стема низа обуви существенно влияет на энергозатраты при ходьбе и на юсобность фильтровать нагрузку передаваемую на опорно-двигательный (парат человека при ударных и квазиударных воздействиях, возникающих при аимодейсгвпи стопы с опорной поверхностью. Энергозатраты при ходьба 1ределяются не только жесткостными свойствами системы низа обуви, по и 1менениями модуса ходьбы, зависящим от опорной и изгибкой жесткости па, его конструктивных параметров. Амортизирующие фун:щ,г| ¡еспечиваются упруго-длссипативными свойствами материала н :обенностями конструкции низа. Характер взаимодействия стопы с опорной )верхностьЮ специфичен для типовых фаз дзиження: первоначального штакта пяточной части с-опорной поверхностью; переката от пятки к ниску; талкнвания носочной части от опоры.

Поэтому в работе закономерности дискретно определялись доя тигкша:, п, а затем интегрировались для всего процесса кодьбы.

Цель работы - создание метода расчета энергозатрат человека при ходс бе различной обуви й метода расчета амортизирующего низа обуви. Для достижения.цели решались следующие задачи: - выбор- аппаратуры и разработка методики эксперимента дми исследований нагрузок на' стопу при ее взаимодействии с опорно.

поверхностью для исследования кинематических параметров опор двигательного аппарата в процессе ходьбы;

- экспериментальное определение и математическое опнеа] динамических нагрузок, воздействующих на стопу в проце нормальной ходьбы;

- разработка динамической и математической моделей для анал фильтрационных свойств системы низа обуви;

- анализ улруго-дисснпативных свойств материалов и паке материалов для низа обуви;

- разработка кинематической, динамической и математической моде движения антропоморфного механизма;

- экспериментальное определение траекторий движения реперных тс чзловека в процессе ходьбы и характера изменения ряда !\}ометрических параметров.

- разработку рекомендаций по конструированию системы низа обуви

Методы исследоьаиия. В работе использованы теоретически«

экспериментальные методы: системный подход к решению сложных з; теории эксперимента, теории. информации, технической механию биомеханики, математической статистики, теории и праю экспериментальной механики, поляризационно-оптический метод.

Научная новизна работы заключается в следующем:

- разработана структурная классификация видов и причин энергозатрат ходьбе в обуви;

- создан набор типовых динамических моделей взаимодействия тр* человех-обувь -опора с функциональным, морфологическим информационным описанием системообразующих объектов;

- разработаны экспериментально-аналитические методы определ энергозатрат носчика при ходьбе в обуви с использованием совреме] телеоптической и компьютеризированной теизометрнческой аппаратуры

б

предложены методы расчета динамических нагрузок на тело человека при различных сочетаниях триады человек-обувь-опора, сведенные к инженерным программам;

решена задача оптимизации усилия, передаваемого на тело человека при ходьбе со стороны опорной поверхности при различных параметрах системообразукнщгх элементов.

Практическая значимость работы. Разработанные теоретические ложения, методы анализа и проектирования, алгоритмы и программы их шинной реализации дают моделировать и производить оценку энергоза!раг товека при ходьбе и динамических процессов, происходящих в системе говек-обувь-опора, создавать оптимальные конструкции нюа обуви и :периментальные установки, что позволяет:

предложить ввести численные параметры энергозатрат при ходьба й различной обуви и амортизационной способности обуви в обобщенный показатель качества обуви;

используя предложенный экспериментально-аналитический метод, производить численную оценку энергозатрат человека при ходьбе в обуви и без нее.

используя составленные классификации, производить целекаправлегтньге конструкторские, технологические и материаловедческиз работа, способствующие снижению энергозатрат человека при ходьбе в сбуви; применяя разработанный алгоритм решено аморттациетишй задачи система челопек-обувь-опора, определить силовые поздействия, передающиеся на тело человека при ходьбе в различных видах обуви, используя теоретические и экспериментальные исследоваште, оСмсгсе'-ииъ дальнейшее совершенствование процесса проектирования обуют; оптимизировать силовой поток, передающийся на тело человека при ходьбе в обуви за счет подбора сочетаний упруго-геометрических и дисснпативных параметров конструкции идгатериалоа низа обуви.

Апробация работы, публикации и реализация результатоа работ! Основные результаты. работы докладывались, обсуждались и получил положительную оценку на Межвузовских научных конференциях РосЗИТЛГ (1996, 1998 и 2000); на международном 11-ом конгрессе обувной н козхевеннс промышленности, Венгрия, 1998 г.; на международной конференции МГУД' 2000 к; на совместном заседании кафедр "Проектирования машин и автоматы 1) " Гехшлогии кож, меха и изделий из кожи" РосЗИТЛПа, 2000 г.; на научи техническом совете Московской; фабрики ортопедической обуви, 2000 г.

Оснозное содержание диссертации отражено ь 10 публикациях, из них плтента РФ.

Результаты работы опробованы и Бнедрены в учебных лабораторш РосЗИТЛПа. Теоретические обобщения, методики исследования и некоторь рыводы диссертационной работы нашли отражение в учебном процессе.

Результаты работы, внедренные в производство, обеспечивающ] еьоргг.зиционные свойства низа обуви и возможность проведет ср£гпштельного анализа энергозатрат при ходьбе в различной обуви, позаолш иолу 1кгь социальный эффект и инструмент для повышения качества обуви.

Документы, подтверждающие внедрение и практическое использован ко|кткческих положений, методов расчета, выводов и рекомендаци Iф£дс ммены в приложении к диссертации.

Структура и объ«м диссертации. Диссертация состоит из введет чегыргх глав, заключения, списка литературы и приложения. Общий объ<

рабо'кл составляет ..... страниц, в том числе ....... рисунков, .......таблиц

сип ок литературы, включающий 82 наименования.

СОДЕРЖАНИЕ РАШТМ

Во введешш обоснована актуальность работы, выбраны o6bt м и эедмет исследования, сформулированы цель и задачи, определен« травления и методы исследования, указаны научная и техническая новизна, >актическая значимость, обоснована достоверность исследований.

Первая глава посвящена обзору работ по изучению процесса ходьбы, [ияиию обуви на этот процесс, причинам я источникам дополнительных [ергозатрат. Детальное изучение нагрузки на низ обуви невозможно без дательного анализа взаимодействия человека с опорой, как внешней средой, [аствутощей в процессе ходьбы. Многочисленные исследования показали, что абилыюсть и цикличность движений человека при ходьбе и постоянство фа i сментоп движения позволяют выявить общие закономерности аимодействия стопы с опорой, а, значит, и общие требования к конструкции .оровьесберегающей обуви, как управляемого элемента а система человек-)увь-опора. Процесс ходьбы человека характеризуется наличием двух (стояний: одноопорного и двухспорного. Этим ходьба отличается от 6« а и )ыжкоэ, в которых имеется период безопорного состояния. Рассматривая неточность ходьбы, следует отметить, что цикл включает период между двумя шностью повторяющимися положениями тела человека в пространств рннимая допущение, что движение плоское » что длительность и длина ж до го шага одинакова, можно утверждать, что все кинематические и мимические характеристики движения будут повторятся на каждой таге, пт оволяэт ограничить анализ движений одним шагом.

Одной га задач по исследованию локомоцнй человека является зработка модели, которая бы адекватно описывала процесс ходьбы и >еспечивала возможность определять нагрузку на обувь. Такой narpvLs-oii ляется опорная реакция, как в.чешняя сила, воздействующая на полепеи одель человека до'лзкнаrlipWi&iiïà величину этой реакции и с;

менения в опорой. Анализ дтерзгуры

»оказал, что одномассовая модель является достаточной для описан: закономерности изменения опорной реакции, где . воя масса челове сосредоточена в общем центре масс. Во взаимодействии системы человг обупь-опора необходимо учитывать упруго-вязкие характеристики стоп обуьи и опорного основания. Чаще всего при моделировании упруго-вязк свойста элементов системы, используется модель Фохта, в которой упругий демпфирующий элементы располагаются параллельно. Такая моде обеспечивает хорошее совпадение расчетных и экспериментальных данных поэтому использовнлась в дальнейших расчетах системы человек-обувь-опо| ОбуЕь защищает стопу от неблагоприятных внешний воздействий, но нарушг естественное взаимодействие стопы с опорой, что вызывает определенш дискомфорт и дополнительные затраты энергии. В работе рассматриваю! пять основных причин появления излишних затрат энергии:

- дискомфорт стопы в обуви, когда появляются неприятные ощущен на ргопе особенно в моменты наибольшего иагружения, прньодящи нарушению естественности движения;

- шгибная жесткость обуви, определяемая как жесткость верхи, Ш ним обуви. Очень жесткая обувь вызывает изменение стереоти дшшешш, являясь причиной появления дискомфорта дополнительных затрат энергии;

- проскильзыванне стопы при отталкивании, которое зависит коэффициента трения между соприкасающимися поверхностями;

- тлниш* масса обуви, которая вызывает ускоренную утомляемое требует дополнительных энергозатрат на перенос нота;

- влияние конструкции обуви на стереотип движения.

С.цной из задач работы было определение энергозатрат при ход] Чблокека. Отмечаются три направления в развитии методов энергозатрат:

- экспериментальный, когда в результате проведения эксперлмо сразу получают оценку величины затрачиваемый человеком р&бо Наиболее распространены косвенные методы: ИСИВДОЕШ

газообмена в организме человека, исследования электрической активности мышц методом электромиографни. Оба метода удобны при относительной оценке затрат энергии, но не позйоляют полностью раскрыть физическую картину процесса ходьбы.

- Экспериментально-аналитический, когда исследования базируются на теоретической гипотезе, и на основе принятой модели определяют содержание и объем экспериментов с целью получения необходимой информации для решения математической модели. К таким методам относятся: определение работы на перемещения общего центра масс человека, определение работы голеностопного сустава, определение закономерности изменения суставных моментов всех звеньеп человека.

- Аналитический, базирующийся как и экспериментально-теоретический на физической и математической моделях шагающего человека. При этом используется известная информация или привлекается ряд допущений, позволяющих упростить теоретический анализ. Такой метод позволяет получить наибюлее общие закономерности движения.

Следствием анализа литературных источников явилась босновываемосгь нахождения законов движения ОЦМ по одномассода! годели, выбор экспериментально-аналитических методов расчета энергозатрат ю модели движения ОЦМ к работе голеностопного сустава. Исиольювямие щух моделей позволило проверить объективность полученных результатов « [ринять за основу одни из них для проведения дальнейших исследований.

Вторая глава посвящена разработке физической и математической тодели, выбору оборудования, разработке методики проведения эксперимент и г экспериментальной проверки модели:

Большинство исследователей принимают плоскую модель человека, щигающегося в сагиттальной плоскости. За основу была принята одномассоваи тевятизаенная кинематическая модель с массой, сосредоточенной в обшем

центре масс. При определении параметров движения ОЦМ такая модель молен бьпь заменена одномассовой, к которой приложены все внешние силы: сш тяжести О, опорные реакции задней и передней 112 ног. Для математически описания движения ОЦМ была введена подвижная инерционная систек координат Х'О'2', которая движется равномерно и прямолинейно, параллелы оси ОХ неподвижной ежлемы координат с постоянной скоростью. Движем ОЦМ вокруг центра О' подвижной системы координат практически являет гармоническим и в переводе на неподвижную систему координат ХОХ мож быть «писана по осям ОХ и 07.: х с х0 + у„/ + Л^т(сох (I + ах)) 2 " го + С + «,)) ■

где х, г - текущие координаты ОЦМ в неподвижной сис теме координат;

«о, го -начальные координаты О' подвижной системы координат Х'О'2 амплитуды колебаний ОЦМ по осям ОХ и OZ; со, - угловые частота колебаний но осям ОХ и 02; и*, а, - сдвиг фаз в начальный момент движения по осям ОХ и 02. Используя эти формулы закономерностей движения ОЦМ и основ! уравнение динамики величины составляющих опорной реакции по осям: Ял-Л, о.,1 т&'иС®,! - а,)

Я, - тц-Л,о,гт81п[б>г1 , где гг. - масса человека;

Все соответствующие характеристики движения определялись

экспериментально полученным значениям опорной реакции для кажд

риспытаний по разработанной методике. Для этого в уравнение опор)

реа«д::л подставлялись полученные в экспериментах значения ^

соогегг.ствугощие значения ГЦ,

ГА- 7 = 1,5— 1,2,3,4 номера участков по осям ОХ и 07. соответствешк

"■л

Количество уравнений составлялось по числу нешвестных и после гшения определялись значения требуемых параметров движения человека а роподнлся анализ затрат энергии по всей траектории движения ОЦМ. Пример жого расчета показан в таблице.

(счетпяя таблица но определению кинематически* и динамических характеристик «он fin

t R3Kcn 5 H

Wx м/с!

Vx

м/с

Rl Н

ft't

ы/с2

Vz

м/с

Rt Н

dAx ¡dAx| dAl |dAj:| . dA A Дж Дж Цщ Дж Дж Д.*

04 712 4 08 757 3

05 715.6 10 732.1 12 783 0 14 >11.1 18 824« 18 820.8

20 806.4 22 774 0 24 734 4 28 6939

21 6598 30 834 Б 32 821.9 34 818.5 38 818.3 38 821 О 40 8300 42 839 9 44 853.4 48 888.7 48 887.в S0 707.4 82 72» О

84 744.3

88 747.0

88. 738.3

80 702.8

82 (889

64 782.1

-83 4 1.192

■181.4 -2.305

•228.8 -3.266

•280.8 -4 012

■314 5 -4.492

■327.4 -4 877

•318.7 -4 552

268 9 -4.128

■240.1 -3 431

■175.5 -2.507

-99.3' -1.418

-18 5 -0 235

31.9 С 4.4

70.4 1.005 108.8 1523 139 8 1.994 168.2 2.403 191 8 2.737 209 1 2 987

220.0 3.143 2241 3.202 221,4 3 182 211.7 3.024 198.4 2.792

173.1 2.473 145 4 2 077 113» 1.817

77.5 1.107

39.3 0.582 0.0 0.000

83.4 -1.111

1.434 1.399 1.343 1.270 1.184 1.092 0 999 0.912 0.838 0.77S 0.737 0.720 0724 0.738 0.764 0.79» 0.843 0 864 0 952 1.013 1.077 1.141 1.203 1.281 1.314 1.359 1.398 1.424 1.441 1.448 1.434

-О 089 778,4 -О.ОВ1 740.3 -О 034 677,1 ■О 008 878,5 0,01 Г 709.4 0040 738.9 0 061 760.2 0.080 770.0 0.097 788.9 0.113 751.2 0128 728.8 0.143 693.7 0.167 857.8 0.172 836.9 0.187 817 3 O.20J 803.1 0 219 594.0 0.236 599.7 0.265 593.3 0.275 801.8 0.2S5 815.3 0.318 833.3 0.341 854.7 0.368 «78.0 0.392 711.8 0.418 733.2 0.448 738.1 0.474 724.8 0S03 598.0 $.53? 587 3 0.581 778.4

1.304 0.010

• 761 0.032 -0.142 0.038

-0.151 -0.059 0.320 -0.058 0.740 -0.047 1.048 -0.029

1.185 -0.008 1.140 0.017 0.916 8.038

0.848 0.053 0.085 0.080

-0.421 0.1Л8

41.731 0.094

-0.998 0.078

-1.203 0.054

-1.329 0.029

-1.377 0.002

-1.34 0 0 028

•1 221 -0.061

•1.028 <1.074

41.788 4)092

.4) 483 -0.104 -0.12» -ОНО

0.3S4 4)021

0 859 -0,011

0.72» 0 003

0.539 0017

0.155 0 024 •0.2SI <1.022

1.JC4 0,013

•0.0011 -0,0006 0.0001 00004 •00008 •О 0019 -0.0028 ■ОООЗО -О 0029 -0.0023 -0-0014 -0.0002 0.0027 0 0047 0.0064 . 0.007» 0.0088 0,0089 0.0087 0 0079 0 0066 0.0050 0,0030 0 ООО» -0.0004 -0.0007 -0.0908 -0.000« -0.0002 О.ОООЗ -0.0011

782 84 757.71 714.66 732 47 776 02 80816 824 28 82246 803 59 771.42 732.22 693 50 BSS.33 838 75 826 «7 81102 81736 820 98 82S02 6(0 80 854.5) 870 88 688.04 705.83 732 «5 747.48 741.74 728 »1 191 С» 857.27 781.34

-3.47 3 47

-6.35 f.36

-8 68 6 88

-7.31 7.31

-7.31 7.31

■6.75 8 75

-6 80 5.10

-4 82 4.62

•3 34 3.34

-207 2.07

-084 О.Н

0.11 0.11

0,78 0.75

1.33 1.33

;.S2 in

1 В) 153

3.12 3.12

3.7» 3.70

4 22 4.22

4 64 4.64

4,94 4.94

(.08 8 0S

6.02 502

4.75 4.78

4.2« 4.26

J 87 3.57

2.89 289

1.67 187

8.87 017

-1.21 1.21

0.34 0.52 0.18 -0.82 -0.77 41.67 Л.27 0.09 0.43 0.88 0 81 2.00 МО 1.07 ff.SS О 60 0.18 -0.14 -0 48 -0 77 -1 04 1.27 -1.44 4)88 4124 4)08 0.15 030 033

-o.es

0 31 3 81

0 52 5 87

0.18 6 84

0.82 8 13

(1.77 8.07

0.57 7 33

<1 27 «07

О 09 4.71

043 3.77

0 68 2 76

0 81 те

г оо 2.11

1.30 2.04

1.07 2.40

ОМ г.7!

0 80 3 03

018 3.31

014 184

0 48 4.69

0.77 6 41

1.04 8 98

1.17 8.35

1.44 8 45

0 86 5 69

0 2« 4 50

00« 3 82

018 2 84

0 11 1 97

0 33 0 89

ОМ 2 1»

3 81

вез 1681 24 !5 3271 f О 0S 4« 1S 60 яз

я,I (¡1 57 35 СЭ 02 W 11 ?! 17 '} ¡1 ЯЗ J3 71 32

71 ? 3

79 47 О» « « Г'З 94 54 105.53 107-М 11! 91 11Г41 121 М Ш.ГЭ 125 115.78 114.55

Математ'Мч.ё^йО ''.маДбль/ .дйййЙига голеностопного сустава (ГСС) отрывала-эксгге'рйй^^^ Ьп^ёлёния зависимостей х »/(/), z-f'(t),

а - угол между голенью и сгоноп, 'осле определения эксперйЙei¿тйл11,11ьгх составляющих опорных реакций 6 s/'тм пределени силы, действующие в ГССГ: Рх= - R„ a Pz~- Rz и соотвётстрелн'.л уставной момент Л/Гс(: » Ргг + Р,(1х-х), где 1„- координата приложения огоргю'? еакции.

Принятая математическая модель определила выбор оборудования 5ъем экспериментальных работ.

ß работе приведена подробная методика проведения эксперимента порядок обработки экспериментальных данных. Экспериментальная лровер! разработанной математической модели проводилась при ходьбе без обуви темном Ы=100шаг/мин и длиной шага S=0.65m. Результаты расчетов показал что:

- Работа за полцнкла по перемещению ОЦМ составила 128.9Дж;

- Работа голеностопного сустава за тот же период одного та равнялась 118.3Дж.

Разница в результатах составила 9%, что подтверждает объективное полученных данных, так как расхождение находится в пределах допустим погрешности.

Для дальнейшей работы был принят метод исследования перемещек ОЦМ, так как он дает больший объем информации, необходимый для 6oj углубленного анализа движеиая человека. Он позволяет прове< кинематический анализ с определением положения ОЦМ, его скороета ускорения в любой момент времени.

Ii третьей 1 лаве рассмотрено влияние режимов ходьбы па euer« челоигк-опора. Выяснилось, что отклонения в длине шага ±50 1.ш естественной дл» данного темпа практически не влияют на величину опор] реакции и затрачиваемую работу. При значительных отличиях - наруцмг стереотип движения. Существенными факторами являются теми ходьбь масса носчика.

Проведенные эксперименты с изменением пасхи от 70 до 94 кг показ, что нагрузка и затраты энергии изменяются пропорционально измене! массы. Если известны величина опорной реакции « работа в определен; момент времени цикла при заданной масс« носчика Ш|, то при массе носчик;

величина опорной реакции R" будет й2 а -i ä, . Соответственно, работе за ;

т,

период будет А2=А,+дА, где AA*"2,75k,(mrmi), где ki-размерный коэффищ: При увеличении темпа ходьбы увеличивается размах колебаний змач<

опорного усилия (разница между максимальными и минимальными значениями опорной реакции), что объясняется более динамичной ходьбой. В этом случае изменение затрачиваемой работы пропорционально изменению темпа ходьбы. Если при темпе ходьбы N1 шаг/мин затрачивается работа А,, то при темпе Ы2 работа А2=А1+аА, где лА^б^кг^-ИО, где к2-размерный коэффициент. Расчеты показали, что с изменением темпа ходьбы изменяется также скорость с которой стопа приближается к опорной поверхности а момент контакта а 0.38 - 0.005// +3.3-10"1 Л3. Практический диапазон изменения скорости при Изменении темпа ходьбы от 85 до 130 шаг/мин составляет от 0,15 до 0,30 м/с.

Полный цикл ходьбы включает двухопорную фазу, однако, проверить взаимодействие, согласованность движений на стенде ЕМЕГ) невозможно, из-за ограниченных размеров площадки с датчиками, поэтому для исследования была использована установка РАНОТЕС-Б.^М. с измерительными стельками. Учитывая, что стельки содержали всего по 16 неравномерно расположенных датчиков, получить полный объем информации об изменении опорных реакций не представлялось возможным, но для сравнительного анализа результатов измерений данные приемлемы, в частности, для сопоставления затрачиваемых усилий без обуви и в обуви разной жесткости. При проведении экспериментов при ходьбе в обуви использовались одновременно обе установки, при этом стельки установки PAR.OTEC-S.W- регистрировали давление между стопой и стелькой обуви, а стенд ЕМЕЭ - между ходовой поверхностью низа обуви и опорной площадкой. Результаты испытания показали, что изменение жесткости обуви существенно проявляется во взаимодействии стопы с низом обуви. Чем больше жесткость обуви, тем больше величина опорных реакций и давление в зоне расположения датчиков. Однако, ввиду малого количества датчиков и неравномерного их распределения суммарная опорная реакция составила около 1/3 от реальной, регистрируемой стендом ЕМБО. Это не дало возможности определить -реальные затраты энергии при ходьбе в обуви различной жесткости. По увеличение опорной реакции на стельках было отмечено. Так, если при ходьбе в обуви с жесткостью 50 Н/мм максимум

опорной реакции в переднем толчке составил 217Н, а в заднем 247Н, то при ходьбе в обуви с жесткостью 114Н/мм эти значения были соответственно 252Н и 322П. Проведенные эксперименты показали, что влияние жесткости обуви на изменение затрат энергии при ходьбе более эффективно определять с помощью измерительной стельки, но для получения более точного результата количество датчиков должно быть значительно больше с более равномерным расположением в зоне опоры плантарной части стопы. Как видно из приведенных данных, пик нагрузки при переднем толчке на стенде РАЯОТЕС-меньше, чем при заднем толчке. Объясняется это тем, что в зоне пятки расположено меньше датчиков, чем в зоне переднего отдела стопы.

Анализ работы стопы в зоне заднего толчка показал, что введение в низ обуви, в зону повышенных давлений, очень мягких материалов может нарушить стереотип движения. При больших деформациях это вызывает дискомфорт при ходьбе, особенно при высоком темпе, когда опорные нагрузки увеличиваются. Введение и эту зону эластичных материалов может быть оправдано с точки зрения снижения пиков давления па плантарные поверхности стопы, по модуль упругости этих материалов должен быть порядка 2-3 МГГа.

Анаши экспериментальных данных взо.нс переднего толчка показал, что в начальной сю фаз« происходит резкое, нарастанкг усилия, которое сравнимо с ударным нагружением. Это квазйударное погружение может быть описано основным уравнением динамики, но г, его развитии существенную роль играют упругие и демпфирующие элементы системы чело.ве'к-с>бувб-онора. Учитывая важность исследования движения "в этот, период времени, данная задача потребовала самостоя15лыюго анализа и решения. •

Че!ве|пая гланг, посвящена анализу" взаимодействия сиЬтсмы человек-обувь-оиора я момент первого контакта переносимой нош. с опорной поверхностью н фан переднего толчка. Особое внимание к этому периоду движения объясняется неблагоприятными условиями .взаимодействия триады: стопа, опирающаяся только ни пйгку, не мойет аМартизг.розать нагрузку за счет

упругих свойств свода; опорные звенья - пяточная кость, голень и бедро, практически находятся на одной прямой н не используются амортизационные возможности сочленений тазобедренного, коленного и голеностопного суставов. Поэтому удар прн встрече с опорой передается на позвоночник и внутренние органы. Амортизационное действие может оказать лишь тканевый слой пятки, упруго-демпфирующие свойства материала каблука и «норной поверхности. Проведенный функциональный, морфологический и информационный анализ процессов взаимодействия триады в момент первого контакту с опорой, позволил построить физическую модель системы. Анализируя отпечатки следа на стенде ЕМЕБ, было определено время удара - 0,05с и критерии оценки эффективности защиты организма человека от ударной нагрузки. Основным критерием был выбран пульс силы (1РЛ11, характеризующий интенсивность нарастания нагрузки. Для определения допустимой нормы нагрузки на организм быч принят постулат, что норм.ишшя нагрузка соответствует ходьбе человека без обули по мягкому грушу типа суглинок.

Для составления динамической модели были определены системообразующие элементы: масса человека га; упругие с„ и демпфирующие рп характеристики пятки; упругие ск и демпфирующие [3, характеристики материала каблука; упругие с0П и демпфирующие (5и„ характеристики опоры.

Анализ литературы показал, что большинство исследователей для моделирования упруго-вязких характеристик подобных материалов используют модель Фохта, которая позволяет получить достаточно объективную картину процесса. В данной работе также использована модель упруго-вязкой среды Фохта, в которой упругий и'Демпфирующий элементы системы расположены параллельно.

Анализируя характер изменений системообразующих элементов прежде всего следует отметить, Что тело человека представляет собой сложное сочетание жестких, упругих и вязких элементов, при котором не вся кинетическая энергия преобразуется в деформацию опоры, а часть энергии идет

на изменение формы тела - деформацию мышечной Массы. Эту долю внутренних потерь энергии можно учесть, уменьшив расчетную величину массы человека, введя коэффициент приведения массы к„. Тогда приведенная величина массы будет т*=к„т, где величина к„ принята равной 0,85.

Упруго-демпфирующие свойства тканевого материала пятки определялись экспериментально, для чего был разработан стенд, показанный на рис.1. На жесткой платформе на кронштейне закреплен рычаг, на который

опирается штифт с площадкой диаметром 25мм. Перемещения площадки замерялись индикатором. Величина деформации материала пятки S„ и нагрузка в зоне деформации пятки Fs определялись расчетно с учетом длины плеч рычагов. При проведении эксперимента платформа закреплялась горизонтальнс так, чтобы испытуемый мог стоять обеими ногами. Затем измеряла« зависимость S„=i{F,). Эксперимент показал, что жесткость пятки увеличиваете» с возрастающей интенсивностью по мере сжатия тканевого слоя, пока ш наступит момент болевых ощущений в месте сжатия. Соответственно деформация материала пятки в. этот момент практически равна нулю. Ди линеаризации зависимости S„*=fl(Fs) весь диапазон деформации был разбит и три зоны, внутри которых коэффициент жесткости принимался постоянным. И рис.2 показаны экспериментальные' точки и аппроксимирующие прямые зонах II и Ш. В первой зоне усилие сжатия сравнительно мало и на диапазон деформации Sn от 0 до.AS, величина коэффициента жесткости может быт

принята разной 0. Во второй зоне в диапазоне деформации Л.Ч, до Л5|+Л82 коэффициент жесткости принят Сз^'ИкН/и. В третьем диапазоне деформации От ЛБ|+Д52 до ЛЗ^АБз+Дйз, коэффициент жесткости с3~185к1 5/м.

s п гла ш гV)

F.H

Рис. 2. ?"""Симость деформации глягких тканей пяточной части 3 от нагруж-зимя F

В результате решение задачи распадается на трн этапа. При переходе из зоны в зону коэффициент жесткости изменяется скачкообразно. Аналогичное решение принято и в определении коэффициента демпфирования тканевого материала пятки: р,=0, 02=250 Нс/м, 02"1 ООО Нс/м.

Коэффициент жесткости каблука зависит от фермы деформируемого материала. Необходимо било, определить rrq какой форме материала каблука проходят силовые линии, г ссприпнможцие нагрузку. Для этого была изготовлена обувь с моделью каблука ,ю оптически чувствительней полиурстанопой ргзшШ CK';-1- 5. В результата эксперимента были определены размеры рябсчей честя каблука, который бил заменен эквивалентной призмой с площадью A"2-10'V. при высоте каблука Н=20им. Тогда коэффициент

Е

жесткости каблука определяется по формуле с,«2-Ю1— IVа, где Е- модуль

упругости в МПа, Н - Еысота каблука в м.

Модуль упругости различных материалов для низа обуви определялся по литературным данным, после чего был рассчитан коэффициент жесткости каблука. Из полученных данных' было видно, что все материалы по коэффициенту жесткости можно разделить на две группы - монолитные в пористые. Внутри этих групп различия в упругих свойствах были не существенные, поэтому было принято, что коэффициенты жесткости для каждой группы будут одинаковые, для монолитных с,-600 кН/м, для пористых с,=250 кН/м. В результате анализа литературных данных аналогичное решение было принято и для коэффициента демпфирования: для монолитных материалов 3,=750 Нс/м, для пористых р„=200 Нс/м.

При рассмотрении упруго-демпфирующих свойств опорных тел было выявлено, что при существующих нагрузках в рассматриваемый период времени такие поверхности как бетон, ссфальт, дерево практически не деформируются и их можно считать абсолютно жесткими с характеристиками с ->оо, Р~»0. Для грунтоп типа суглинок коэффициент упругости определялся экспериментально и через коэффициент постели, составив см=50 кН/м. А коэффициент демпфирования по литературным данным равен рол30 300 Нс/м.

Посла определения численных значений всех системообразующих элементов были составлены динамические модели для основных вариантов (рис.3):

1. Ходьба п обуви и без обуги на стенде ЕМЕВ - вариант необходимый для эксиеримгктаяьвдй проверки адекватности математической модз'ли.

2. Ходьба без обуш по абсолютно жесткой опорзЪй'поверхности, как вариант определяющий предельную нагрузку на орган;,з:у:.. Эгог вариант решения является общим для всех последующих поей'г приведешь козффициеэтоа жесткости 15 дшифнроваши. ' - ■.

3. Ходьба без обуви по грунтутипа'суптШь-4аЙ-вариант, Ьпределяющий допустимую нагрузку на оргаШйм. ; '•/'_>.•:.. • '

4. Ходьба человека и обуви по жёсткой, иедсфор11^уей.ой Ьйор®, как-наиболее типичной длй современного человека. В решения этой задачи можно

определить возможности обуви по защите организма человека 01 перегрузок.

ЧЕЛОЗЕМ- ОПОР,г ЧЕЛОЗЕП-огизь- ПРНПЕПЕИНЯЛ

-ОПОРА У ОПЕЛЬ

Рис. 3. Динамические модели системы. р( , Су - соответствующие коэффициенты домпфиросанил и жесткости зпемзнтов модели; 85 - координаты элементов; Я(1)-усили8, пгрвдасгемов на тело человека; Р. а - сила реакции опоры.

В работе представлены формулы приведения упругих и демпфирующих коэффициентов для двух и более элементов, соединенных последовательно и параллельно.

Решение математической модели проводилось поэтапно в соответствии с

о

изменением характеристик тканевого материала пятки. Начальные условия составлялись на основе анализа кинематической модели человека и момент первого касания переносимой нош с опорой. Экспериментальная проверка на стенде ЕМЕБ показала удовлетворительную сходимость расчетов и опытных данных.

При расчете вариантов ходьбы в качестве ограничений расчетов былй приняты время ид=0,05с , или величина деформации пятки 8„г-7,5мм. Анализ показал, ч го при ходьбе без обуви по опорному основанию типа суглинок пульс силы с1Р/с!1 не превышает величины 7,5 кН/с, который и был принят допустимым значением пульса силы. При ходьбе в обувн по грунту величина пульса силы уменьшалась. Но при ходьбе в обуви с каблуком высотой 20мм из монолитных и пористых материалов по жесткой опора деформация тканевого материала пятки достигала предельного значения 7,5мм за время меньше 0,05с, т.е. в этих вариантах обувь не обеспечивала полноценной защиты организма человека даже при применении пористых материалов. Увеличение высоты каблука I» пористого материала до 40мм позволяет улучшить упругие характеристик обуви и сдемпфировать нагрузку до допустимых величия. При увеличении высоты каблука свыше 50мм происходит перераспределение давлений между пяткой и передним отделом стопы, нагрузка на передней отдел стопы начинает резко возрастать, а зона пятки разгружается, и вопрос амортизации требует отдельных исследований.

На выбор упруго-демпфирующих характеристик каблука будут влиять масса носчика л темп ходьбы, поэтому при выборе материала и конструкций каблука эти факторы необходимо учитывать. Полученная математическая модель позволяет определить дла этих условий необходимые упруго-демпфирующие характеристик каблука. Дня упрощения * расчетов была построена номограмма (рнс.4) для ходьбы со скоростью 5,0 км/ч к из условия, что пульс силы не должен превышать допустимое значение 7,5кН/с, На номограмме по оси абсцисс отложены значения массы носчика в кг, а по осп ординат - требуемые упругие характеристики каблука с* в Н/м. Влияние демпфирующих характеристик материала определяется соответствующими кривыми.

С«,Шм

75000 ■

70000 «5000 60000 35000 50000 45000 40000 35000 30000

53

60

70

СО

50

119

- Ы50 ЬЗОО

----Ь450

— Ь600 -ж-Ь750

Рис. А. Номограмма упруго-демпфирующих характеристик материала каблука з зависимости от массы носчика для обеспэчвиия оптимального пульса силы 7,ЕкН/с

ОБЩИЕ ВЫВОДЫ ПО РАБОТЕ

1. Разработаны экспериментально-аналитически« методы определения энергозатрат человека при ходьбе в обуви, что позволяет количественно определить один из важнейших показателей качества обуви. Для инженерных целей более приеилемым следует считать метод определения энергозатрат по модели движения общего центра масс. Метод определения энергозатрат через работу голеностопного сустава позволяет получить идентичные реоультаты за цикл (расхождение составляет 9%), но

. Ь

он более трудоемок, требует использования пиктографии и сложных экспериментов.

2. Предложены классификации причин и источников энергозатрат при ходьбе человека в обуви, методов определения энергозатрат, составлены программы расчета, что позволяет провести сравнительный анализ влияния конструкции

обуви на энергозатраты при ходьбе и снабдить проектировщика инструментом для их снижения.

3. Определены динамические и энергетические характеристики ходьбы -зависимости опорных усилий и затрачиваемой работы от массы носчика и темпа ходьбы, зависимость начальной скорости контакта стопы с опорой от темпа ходьбы. Установлено, что включение эластичных вставок в носочную часть стельки позволяет за счет перераспределения давления снизить на 2530% пики нагрузог.: передаваемых на передний отдел стопы в момент заднего толчка.

<1. Разработан метод расчета усилий передаваемых на тело человека й «безаморгкзациошюй» фазе взаимодействия пяточной части стопы (5 опорным основанием в момент переднего толчка. Предложен метод расчета амортизирующей ксблучной части обуви, позволяющий привести динамические взаимодействия на тело человека к оптимальному уровню, тем самым придать обуви здровьесберегающую функцию.

5. Составлены динамические н математические модели и проведено их решение для типовых схем взаимодействия стопа-обувь-опора, что позволяет па стадии проектирования подобрать материалы и создать конструкцию с необходимыми амортизационными характеристиками.

6. Принимая постулат, что оптимальный уровень нагрузок на тело человека определяется ходьбой без обуви по грунту типа суглинок, допустимые нагрузки в малой г переднего касания опоры стопой могут оцениваться пульсом силы (1Р/Д. По результатам расчетов численное значение выбранного критерия составило 7,5кН/с. Из этого условия следует! определять требования к материалу и конструкции каблука.

7. Для практического применения построена номограмма, позволяющая определить в зависимости от массы носчика упруго-демпфирующие характеристики каблука, обеспечивающие заданный уровень амортизации удара в помет первого контакта стопы с опорой.

ОПУБЛИКОВАННЫЕ РАБОТЫ ПО ТЕМЕ ДИССЕРТАЦИИ

1. С.П. Александров, О.Я. Москвин. Сокращение энергозатрат з фате отталкивания при ходьбе. // Современные проблемы текстильной и легкой промышленности. Межвузовская научно-техническая конференция, часть II,

.' 1996,

2. С.П. Александров, О.Я. Москвин. Сокращение энергозатрат з фазе отталкивания при ходьбе. // Кожевенно-обувная промышленность, 1998,

; №3.

}. Патент РФ 2115352 А43 В13/12, 13/18. Способ изготовления подошвы / С.П. Александров, О Л. Москвин (Российская Федерация). Зарегистрирован 20.07.1998

\. Патент РФ 2115353 А43 В13/12, 13/18, Способ изготовления подошвы / С.П. Александров, О.Я. Москвин (Российская Федерация). Зарегистрирован 20.07.1998

!. С.П. Александров, О.Я. Москвин. Механика взаимодействия антропоморфной модели стопы с опорной поверхностью. // Современные проблемы текстильной и легкой промышленности. Межвузовская научно-техническая конференция, часть П, 1998, с. 68

i. S.P. Alexandrov, O.J. Moskvin, Engineering theory of power-expenditure timing walking, // 11 International Congress on the leather, shoe industries, 1998,

. Volume II, p. 217-223

. С.П. Александров, О.Я. Москвин. Экспернменталыю-расчетныЛ метод определения энергозатрат при. ходьбе, // Кожевенно-обувнв'я промышленность, 1999, №5, с. 39-40

. С.П. Александров, О.Я. Москвин. Амортизация движения человека п начальной фазе контакта пяточной части стопы с опорой, П Международный сборник научных трудов, Шахты, 2000, с. 75-83

, С.П. Александрой, О.Я. Москвин. Метод расчета оптимальной конструкции каблучной части обуви. II Современные проблемы текстильной и легкой

промышленности. Межвузовская научно-техническая конференция, часть I, 2000, с. 119

10 C.II. Александров, О.Я. Москвин. Амортизация движения человека и начальной фазе контакта пяточной частя стопы с опорой, // Тезисы докладой международной научно-технической конференции «Актуальный проблемы науки, техники и экономики легкой промышленности», 2000, с. 307

Ротаярянт ЫЩГ Заказ В 157

'Хирал - 70 акз

Список сокращений.

Введение.

1.1 .Закономерности и особенности локомоций человека.

1.2. Структурные и механические модели движущегося человека и математическое описание движения.

1.3. Анализ энергозатрат при ходьбе в обуви.

1.4. Методы определения энергозатрат при ходьбе человека.

1.5. Цель и задачи исследования.

2. Динамика взаимодействия системы человек-опора при ходьбе.

2.1 Математическое моделирование процесса ходьбы.

2.1.1 Выбор модели.

2.1.2. Математическая модель движения ОЦМ человека.

2.1.3. Математическая модель работы голеностопного сустава.

2.2. Постановка эксперимента.

2.2.1. Выбор оборудования.

2.2.2. Методика проведения эксперимента.

2.2.3. Методика обработки экспериментальных данных по результатам испытаний на стенде EMED.

2.3. Экспериментальное исследование энергозатрат при ходьбе.

2.3.1. Отработка методики исследований и выбор типовых режимов ходьбы.

2.3.2. Анализ подограммы и характер изменения опорной реакции.

2.3.3. Экспериментальное определение работы на перемещение общего центра масс.

2.3.4. Экспериментальное определение работы голеностопного сустава.

3. Динамика взаимодействия системы человек-обувь-опора в фазе заднего толчка.

3.1. Влияние режимов ходьбы на систему человек-опора.

3.2. Динамическое взаимодействие системы человек-обувь-опора.

3.3. Взаимодействие системы человек-обувь-опора в фазе заднего толчка. 140 4. Динамика взаимодействия системы человек-обувь-опора в фазе переднего толчка.

4.1. Функциональное, морфологическое и информационное описания процесса взаимодействия человека с опорой.

4.2. Определение системообразующих элементов модели.

4.2.1. Моделирование массы человека.

4.2.2. Определение упругих системообразующих элементов модели.

4.2.3. Определение демпфирующих характеристик системообразующих элементов динамической модели.

4.2.4. Совокупные упруго-вязкие характеристики триады стопа-обувь-опора.

4.2.5. Кинематические параметры движения человека.

4.3 Разработка типовых динамических моделей взаимодействия человека с опорой в период переднего толчка и их математическое описание.

4.4 Решение математической модели и анализ результатов.

4.5 Анализ работы триады стопа-каблук-опора в период переднего толчка.

Диалектическое развитие конструкции обуви на современном этапе связано с повышением ее комфортности в широком смысле этого понятия. В спектре показателей комфортности вопросы увеличения затрат энергии носчика при ходьбе в обуви, амортизация силовых воздействий на опорно-двигательный аппарат человека играют существенную роль, так как эти показатели связаны с повышенным утомлением, неприятными, а подчас и болезненными ощущениями. Недостаточная амортизация квазиударных нагрузок на тело человека со стороны опорой поверхности вызывает напряжение в мышцах, связках и во внутренних органах человека, что приводит к патологическим изменениям и является одной из причин возникновения таких болезней, как радикулит, остеохондроз и др.

Поэтому создание конструкций обуви не вызывающей утомлений при ходьбе, защищающей тело человека от многоцикловых ударных воздействий со стороны жесткой опорной поверхности является насущной проблемой современной цивилизации.

Теоретические аспекты проблемы энергозатрат человека в процессе ходьбы в обуви еще не достаточно исследованы в силу ее сложности -дополнительная энергия идет не только на деформацию обуви, но еще включается адаптационный механизм человека, который стиль походки и вместе с ним кинетико-динамические характеристики движения человека.

При решении задачи амортизации сложность заключается в моделировании тела человека, пакета деталей обуви, основания, определение параметров системы, образующих объект.

Сдерживающим фактором на пути проведения углубленных исследований по проблеме является явная недостаточность разработок, как методов расчета, так и испытательной аппаратуры для комплексной оценки параметров комфортности, что также требует скорейшего решения. Как показывает анализ литературных источников, за рубежом поставленной проблеме уделяется лишь косвенное внимание. Это позволяет надеется, что используя предложенные методы расчета и при скорейшем переходе от НИОКРа к промышленным разработкам, удастся существенно повысить конкурентоспособность отечественной обуви.

Процесс создания здоровьесберегающей обуви охватывает все стороны ее конструирования, в том числе и проектирование системы низа обуви. В настоящее время требования к конструкции низа обуви отражает в основном защитные, гигиенические и эстетико-экономические функции. Но система низа обуви существенно влияет на энергозатраты при ходьбе и на способность фильтровать нагрузку передаваемую на опорно-двигательный аппарат человека при ударных и квазиударных воздействиях, возникающих при взаимодействии стопы с опорной поверхностью. Энергозатраты при ходьбе определяются не только жесткостными свойствами системы низа обуви, но и изменениями модуса ходьбы, зависящим от опорной и изгибной жесткости низа его конструктивных параметров. Амортизирующие функции обеспечиваются упруго-диссипативными свойствами материала и особенностями конструкции низа. Характер взаимодействия стопы с опорной поверхностью специфичен для типовых фаз движения: первоначального контакта пяточной части с опорной поверхностью; переката от пятки к носку; отталкивания носочной части от опоры.

Поэтому в работе закономерности дискретно определялись для типовых фаз, а затем интегрировались для всего процесса ходьбы.

Цель работы - создание метода расчета энергозатрат человека при ходьбе в различной обуви и метода расчета амортизирующего низа обуви.

Для достижения цели решались следующие задачи:

- выбор аппаратуры и разработка методики эксперимента для исследования нагрузок на стопу при ее взаимодействии с опорной поверхностью для исследования кинематических параметров опорно-двигательного аппарата в процессе ходьбы;

- экспериментальное определение и математическое описание динамических нагрузок, воздействующих на стопу в процессе нормальной ходьбы;

- разработка динамической и математической моделей для анализа фильтрационных свойств системы низа обуви;

- анализ упруго-диссипативных свойств материалов и пакетов материалов для низа обуви;

- разработка кинематической, динамической и математической моделей движения антропоморфного механизма;

- экспериментальное определение траекторий движения реперных точек человека в процессе ходьбы и характера изменения ряда его геометрических параметров.

- разработка рекомендаций по конструированию системы низа обуви.

В работе использованы теоретические и экспериментальные методы: системный подход к решению сложных задач теории эксперимента, теории информации, методы технической механики и биомеханики, методы математической статистики, теории и практики экспериментальной механики, поляризационно-оптический метод.

Научная новизна работы заключается в следующем:

- разработана структурная классификация видов и причин энергозатрат при ходьбе в обуви;

- создан набор типовых динамических моделей взаимодействия триады человек-обувь-опора с функциональным, морфологическим и информационным описанием системообразующих объектов;

- разработаны экспериментально-расчетные методы определения энергозатрат носчика при ходьбе в обуви с использованием современной телеоптической и компьютеризированной тензометрической аппаратуры;

- предложены методы расчета динамических нагрузок на тело человека при различных сочетаниях триады человек-обувь-опора, сведенные к инженерным программам; 8 решена задача оптимизации усилия, передаваемого на тело человека при ходьбе со стороны опорной поверхности при различных параметрах системообразующих элементов.

Введение расчетных методов в проектирование обуви позволит выйти на новый качественный уровень, определенное опережение отечественных теоретических разработок открывает широкие возможности повышения конкурентоспособности российской обуви на мировом рынке.

1.1.3акономерности и особенности локомоций человека

Рассмотрение требований к конструкции обуви необходимо начинать с изучения и анализа процесса ходьбы - локомоций человека. Под локомоциями понимается передвижение двуногого устройства (в том числе и человека) любым способом - путем ходьбы, бега, прыжков или любого их сочетания.

Вопросами изучения процесса ходьбы занимались и занимаются многие ученые связанные с биологией, медициной, протезированием, спортом, робототехникой. В зависимости от того в какой области работает специалист, в аналитических и экспериментальных работах делается акцент на те стороны этого процесса, которые способствуют решению поставленных перед ним задач. Медицина и протезирование изучают нарушение процесса ходьбы по сравнению с нормальной ходьбой из-за болезней или замены потерянных конечностей протезами; исследование в спорте - нахождение оптимальных движений для достижения высоких спортивных результатов; в робототехнике -построение экономичных шагающих механизмов, в том числе и двуногих, и т.д.

В данной работе поставлена задача создания рациональной здоровьесберегающей обуви, для чего необходимо изучение особенностей локомоций человека - двуногой ходьбы, выявление влияния конструкции обуви на процесс ходьбы.

В процессе своего исторического развития человек встал на ноги - свои нижние конечности. И в дальнейшем своем эволюционном развитии нижние конечности человека формировались на протяжении многих тысячелетий в конкретных условиях, когда эти органы передвижения соприкасались с внешней средой - человек опирался ногами непосредственно на грунт с его неровностями и относительной мягкостью (податливостью). Такие характеристики грунта определяли анатомические особенности нижних конечностей как органа передвижения человека, и прежде всего формировали особенности конструкции стопы.

Современные условия существования человека значительно отличаются от прежних, естественных. Между стопой и опорным грунтом возникли промежуточные элементы - конструктивные детали низа обуви и покрытие грунта - дорожные покрытия, т.е. относительно жесткая подошва и плоское твердое опорное основание [1], [2].

В конструктивных элементах обуви особую роль играют те, которые располагаются между стопой и опорным основанием. Задача конструкторов обуви состоит в том, чтобы снизить эффект нарушения естественности процесса ходьбы со стороны обуви, снизить влияние обуви на утомляемость при ходьбе, т.е. конструктивно обеспечить комфортность обуви с учетом исторически сложившихся естественных особенностей стопы, определяющих выработанные особенности элементов ходьбы, стереотип ходьбы. Для этого необходимо изучить эти особенности процесса ходьбы человека и выявить как влияют конструктивные факторы обуви на человека, его утомляемость и комфортность ходьбы, как оценить количественно это влияние.

В России начало систематическому изучению локомоций человека положили работы профессора Н.А.Бернштейна, появившиеся в конце 20-х годов. Его фундаментальные исследования и сейчас являются основой для изучения особенностей процесса ходьбы. Прежде всего Н.А.Бернштейн установил, что "Локомоции представляют собой необычайно стойкую и типичную структуру. Все основные структурные детали нормальной ходьбы присущи всем без изъятия взрослым нормальным субъектам,., и индивидуальные различия между ними зависят не от структуры локомоторного акта или от контингента встречающихся в нем деталей, а только от разнообразия ритмичных и амплитудных пропорций между этими деталями" [3],[4]. Он отмечает, что ходьба "есть циклический акт, т.е. движение, в котором периодически повторяются вновь и вновь одни и те же фазы". Именно это постоянство фаз и элементов ходьбы дает возможность выявить общие закономерности ходьбы и выработать общие требования к обуви для всех "нормальных субъектов".

Кроме того, Н.А.Бернштейн отмечал разумность и стабильность управления ходьбой человека, несмотря на конструктивную сложность органов движения, их многозвенность, большое количество участвующих в движении мышц, и подчеркивал особую роль центральной нервной системы в управлении ходьбой человека. "Как в оркестре каждый инструмент исполняет свою индивидуальную партию, так и в акте ходьбы каждое сочленение выписывает свою кривую перемещений, каждый центр тяжести проделывает свою последовательность ускорений, каждая мышца - свою мелодию усилий, полную закономерно чередующихся устойчивых деталей. И как там, так и здесь весь этот ансамбль работает совместно в едином и целостном режиме, сливая всю огромную сложность в ясную и гармоническую простоту. Объединитель и распорядитель всего этого сложного единства, дирижер и в то же время и композитор проанализированной нами партитуры есть, конечно, центральная нервная система" [3].

Таким образом была доказана стабильность и повторяемость элементов и фаз локомоторного акта. Но с другой стороны, Н.А.Бернштейн неоднократно подчеркивал, что человек не является чисто механической системой, это биомеханическая система, и чисто механический подход к изучению локомоций будет неправильным, ошибочным.

Рассматривая движение тела человека в процессе ходьбы, можно представить его как требование поступательного перемещения туловища за счет изменения поз человека как многозвенной структуры. При этом само движение вперед осуществляется путем нарушения равновесия тела. После толчка со стороны опорной ноги туловище получает движение вперед и вверх. Такое движение приводит к нарушению статического равновесия и через какое-то мгновение тело начинает падать по направлению движения, пока другая нога не создает новую опору впереди по ходу движения. В момент касания пяткой этой ноги создается опорная реакция, направленная вверх и назад, что приводит к торможению тела. Вместе с тем, так как каждая нога ступает по своей траектории, образуются две параллельные траектории опор на определенном расстоянии друг от друга - следовая дорожка (рис.1.1). Общий центр масс человека (ОЦМ) при этом совершает сложное движение, перемещаясь не только вперед, вверх и вниз, но и поперек направления движения. На рис.1.1 показана упрощенная траектория перемещения ОЦМ вдоль следовой дорожки. При этом ОЦМ все время находится между линиями следов, и практически, при ходьбе не достигает их. Это объясняется наличием не статического, а динамического равновесия, когда сила веса человека не проходит через площадь опоры, а уравновешивается силами инерции.

Таким образом, особенность движения при ходьбе человека заключается в том, что тело перемещается не плавно поступательно, а колебательно-поступательно, с переменной скоростью как по направлению движения, так и в вертикальном и поперечном направлениях.

При передвижении человека можно выделить три состояния:

- одноопорное, когда в контакте с опорной поверхностью находится одна стопа;

- двуопорное, когда в контакте с опорной поверхностью находится обе стопы;

- безопорное, когда обе ступни не контактируют с поверхностью, тело человека не имеет контакта с внешней средой.

В соответствии с этими состояниями можно определить следующие виды локомоций человека:

1. Ходьба, когда чередуются одноопорное и двуопорное состояния, безопорного нет.

2. Бег, когда чередуются одноопорное и безопорное состояния, а двуопорного нет.

3. Прыжки, когда чередуются двуопорное и безопорное состояния, а одноопорного нет.

4. Комбинации из любых вышеперечисленных видов движения.

При рассмотрении вопроса создания типовой обуви массового использования, естественно, в центре внимания будет находиться ходьба человека, как основной вид его перемещений. Поэтому сформулируем основные параметры ходьбы. К ним следует отнести длину шага 8 (в метрах) и темп ходьбы N - число шагов в минуту. Учитывая повторяемость элементов и фаз ходьбы, за основу анализа берется один полный цикл Т, соответствующий времени двойного шага 28, т.е. период времени, после которого конфигурация человека полностью повторяется. На рис. 1.1 показано, как измеряется длина шага - расстояние между соответствующими точками ступни на опорной поверхности правой и левой ноги в процессе ходьбы (например, положение пятки). Темп ходьбы N и время полного цикла Т в секундах связаны соотношением:

•!)

Как известно, имеется некоторое различие в движениях правой и левой ног. Но эти различия не существенны и большинство исследователей принимает, что у нормального, здорового человека при обычной ходьбе шаги левой и правой ног одинаковы. Такую походку, когда принято считать шаги правой и левой ног абсолютно одинаковыми, называют правильной. Это допущение упрощает анализ локомоций человека и не вносит существенных ошибок, по крайней мере, на данных этапах исследования. В искусственно созданных двуногих шагающих механизмах принятие этого условия вполне закономерно. Но при изучении локомоций человека принятие условия правильной ходьбы все же полагается обосновать.

С самого начала исследования проблемы локомоций человека исследователи искали пути изучения этого процесса и влияние на его характеристики основных параметров ходьбы. Начинались исследования с изучения траекторий перемещения различных точек туловища человека и определения опорных реакций, характер изменения их во времени [Н. А.Бернштейн].

Следует отметить особенность локомоций человека. Человек представляет собой замкнутую систему масс (руки, ноги, туловище, голова как одна система) и перемещение всей этой системы в пространстве возможно только при воздействии внешних сил, которые в данном случае представляют собой опорные реакции. Эти реакции возникают при контакте ступни с опорой. При этом, перемещение человека в пространстве осуществляется за счет внутренней энергии человека с помощью мышц и скелета. Движущими силами являются суставные моменты, которые развивают группы мышц на суставах, соединяющих звенья человека. Эти суставные моменты и являются внутренними усилиями системы, обеспечивая работу перемещения. Опорные реакции, хотя и являются внешними силами, никакой работы не производят. Учет или не учет суставных моментов зависит от того, рассматривается ли система в целом, тогда внутренние усилия не учитываются, или по звеньям, тогда межсуставные моменты следует учитывать. Но во всех случаях необходимо изучать реакции опоры, которые полностью определяют перемещение тела человека в пространстве. "Усилия, испытываемые при ходьбе общим центром тяжести тела, равны по величине и противоположны по направлению тем усилиям, которые прилагаются к опорной поверхности ногой или ногами, а они равны или противоположны усилиям опорных реакций. Поэтому кривая динамических усилий в ОЦТ тела точно воспроизводит собой кривую протекания опорных реакций. Эти графики усилий свойственны всем нормальным людям без исключения" [4]. Опорные реакции, не являясь движущими силами, реагируют на перемещение ОЦМ человека, отражают его перемещение в пространстве.

Изучению опорных реакций посвящено много исследований, что позволяет обобщить их результаты.

Как говорилось выше, ОЦМ человека при ходьбе описывает сложную пространственную траекторию. Для описания этого движения, его рассматривают в проекциях на три взаимноперпендикулярные плоскости [5]:

1. Сагиттальную - вертикальную, направленную по движению человека.

2. Фронтальную - вертикальную, перпендикулярную плоскости ходьбы.

3. Горизонтальную - перпендикулярную обеим вышеназванным плоскостям.

Как отмечают исследователи, проекции траектории движения ОЦМ в направлении движения и в вертикальном направлении близки к синусоидальным, а это означает, что при движении возникают ускорения и силы инерции. Наличие сил инерции приводит к тому, что вертикальная составляющая реакции опоры может превышать статическое давление от веса тела человека и является наиболее существенной составляющей опорной реакции. Другие две составляющие опорной реакции гораздо меньше по величине.

На графике рис. 1.2 (кривая 1) показано изменение вертикальной составляющей опорной реакции во времени при опоре ноги о поверхность. Резко возрастая от момента касания ногой опоры (1=0) до первого максимума А усилие затем уменьшается до минимума В и снова возрастает до максимума Б, после чего начинается резкий спад усилия и отрыв ноги от опоры в точке

В момент касания ногой опоры возникает усилие, тормозящее падение тела и достигающее максимума в точке А. Этот максимум называют передним толчком. Затем от опоры отделяется другая нога и переносится вперед на величину шага Б. В этот момент при махе переносной ноги за счет инерционных сил опорная реакция уменьшается до нижнего значения В. Последующее возрастание опорного усилия связано с необходимостью торможения переносимой ноги перед ее контактом с опорой. Усилие вновь возрастает до второго максимума Б, который назван задним толчком. В конце этого толчка, перед отрывом опорной ноги, вновь возникает двуопорная фаза ходьбы и так повторяется цикл за циклом.

Рис. 1.2. Изменение опорных реакций по осям Ог (кривая 1) и ОХ (кривая 2)

Изменение величины составляющей Ях, действующей вдоль оси ОХ показана на рис. 1.2 (кривая 2) и практически представляет собой синусоиду. Но по абсолютному значению величина этого усилия значительно меньше вертикальной составляющей

Поперечная составляющая Яу опорной реакции, в основном, связана с переносом массы тела человека с одной опоры на другую, освобождая очередную ногу для переноса на шаг вперед. Благодаря толчку в поперечном направлении создается динамическое равновесие при опоре на другую ногу. При этом сила тяжести человека не проходит через опорную поверхность, т.е.

Ь £ С поперечный перенос ОЦМ совершается на меньшую величину, чем расстояние между следовыми дорожками. И чем выше темп ходьбы, тем энергичнее толчок, тем меньше колеблется ОЦМ в поперечном направлении. Величина Яу меньше Лх и обычно этим усилием пренебрегают, рассматривая движение как плоское в сагиттальной плоскости XOZ.

Естественно, что суммарная опорная реакция определяется геометрическим суммированием ее составляющих и ее величина по модулю

Л = д¡Я; + К* + В.] , а для плоского движения: Я = + К) . Причем, величина К2 очень близка величине Я, так как влияние составляющей Ях в несколько раз меньше а составляющая Яу оказывает еще меньшее влияние, что и дает право пренебречь поперечной составляющей.

Для определения такой кинематической характеристики, как длительность каждой фазы ходьбы применяется метод подограмм -определение и изображение длительности протекания каждого элемента шага. Обычно выделяют следующие моменты движения: касание ногой опоры, опора на всю пятку, опора на всю ступню, отрыв пятки - перекат по передней части ступни ( назовем ее носком), отрыв и перенос ноги до следующего касания опоры. Затем цикл снова повторяется.

На рис.1.3 показана типовая подограмма для обеих ног. Рассматривая подограмму можно увязывать движения человека при ходьбе с типовыми кинематическими и динамическими характеристиками: величинами опорных реакций, скоростями, перемещениями и т.д. Это облегчает анализ этих характеристик, выявление причин и характера их изменений. Для облегчения анализа результатов при различных режимах ходьбы, подограммы (и другие характеристики ходьбы) строят в относительном времени, принимая весь цикл Т за 100%.

На рис.1.3 построена подограмма на основе обобщения многих испытаний [6]. Здесь: участок 1 - опора на пятку, составляет около 12% всей длительности цикла Т; участок 2 - опора на всю стопу, около 29%; участок 3 перекат по носку, около 21%; участок 4 - перенос ноги, около 38%; участок 5 длительность двуопорной фазы ходьбы, составляет около 12%, а общая

Рис. 1.3. Подограмма при ходьбе человека длительность опорного периода составляет около 62%. Отмечается различная вариативность фаз ходьбы. При этом колебания временных интервалов в фазе опоры находится в пределах 0,14-Ю,20 (коэффициент вариации у=14-ь20% ), тогда как для фазы переноса ноги в 3-4 раза меньше, около 0,05 (у=5%), что подтверждает ранее высказанное предположение о более высокой стабильности переносного движения.

Из приведенного анализа подограмм видно, что при условии равенства всех элементов ходьбы для правой и левой ноги цикл состоит из двух повторяющихся полуциклов (Т/2). Поэтому приняв условие о правильной ходьбе, следует принять условие о том, что все динамические и кинематические характеристики ходьбы полностью повторяются на каждом шаге. А это означает, что для исследования ходьбы достаточно изучения полуцикла ходьбы, т.е. одного шага.

Методы получения данных при исследовании процесса ходьбы человека постоянно совершенствуются и зависят от задач, которые ставят перед собой исследователи.

В начале работ по изучению локомоций человека при исследовании кинематики движения использовались фотометрические методы: циклография и киноциклография. Сущность этих методов заключается в том, что в опорные точки (обычно центры суставов) ставятся светоотражающие или светоизлучающие метки, например, миниатюрные лампочки накаливания [6]. Фотографическая съемка движущегося человека производится либо на перемещающуюся с определенной скоростью кинопленку, либо на неподвижную пластинку, но через определенные промежутки времени. В результате получают последовательную картину поз человека, и зная интервалы времени между съемками поз, можно определить траекторию движения отмеченных точек во времени. Далее расчетным путем можно определить скорость и ускорения этих точек. Эти методы позволили описать кинематическую картину ходьбы, вместе с тем они были все же достаточно грубы, чтобы дать точную картину динамики ходьбы.

Рис. 1.4. Схема динамографической платформы для определения опорного

Опорные усилия определялись на специальных динамографических платформах, представляющих собой подвижную платформу на опорах которой установлены тензометрические датчики (рис. 1.4). Для изучения плоского усилия движения достаточно было замерять усилия в вертикальной, сагиттальной плоскости ХОЪ. Электросигналы через тензоусилители поступали на шлейфовый осцилограф, либо непосредственно через преобразователи на ЭВМ, которые производили обработку результатов и представляли ее в удобном виде.

Для исследования временных параметров ходьбы - подограмм -применялись электроконтактные методы - электроподография. При этом обычно использовались специальные сандали с металлическими контактами в разных зонах стопы, а ходьба осуществлялась по горизонтальной дорожке, покрытой металлической лентой [6]. Так определялись длительности различных фаз локомоторного цикла: время опоры на различные участки стопы, переноса ноги и т.п. Преимущества такого метода в том, что записывалась одновременно подограмма обеих ног, недостаток - малая точность результатов.

По мере изучения локомоций человека требовались все более детальные и более точные измерения кинематических и динамических характеристик ходьбы. С целью получения большего объема информации применялись новые методы регистрации различных параметров локомоций: замерялись углы в суставах с помощью гониометрических датчиков, ускорения с помощью инерционных датчиков. Для изучения давлений на различных участках стопы в процессе локомоторного цикла использовались электродинамические стельки с датчиками давления различного типа.

Стал широко практиковаться прямой ввод информации в ЭВМ, которая сразу же производила обработку информации по заданному алгоритму.

Но все же ряд параметров приходилось определять косвенно, путем расчетов, что приводило к ошибкам и разбросам результатов. В частности, так и не найден прямой способ определения суставных моментов. Получил развитие метод изучения работы мышц - электромиография, что позволило более ясно понять работу суставных моментов, но не дает возможность их определять непосредственно. При определении суставных моментов через опорные реакции необходимо знать не только величину опорной реакции, но и точку приложения ее равнодействующей. Для этого применялся расчетный метод с применением динамографической измерительной платформы (рис. 1.4). Измерительная платформа располагалась на четырех опорах с тензодатчиками, которые регистрируют четыре силы Р3, и Б4. При опоре стопы на платформу возникает либо одна, либо две реакции опоры (Е^ и Я2) в задней и передней части стопы. Зная расстояния между опорами и величины усилий Бь можно определить величину суммарной реакции опоры стопы Я и точку ее приложения решая уравнение сил и моментов, действующих на платформу. Этот косвенный метод определения точки приложения опорной реакции трудоемкий и вызывает значительный разброс результатов. Поэтому различные исследователи принимали допущение, что точка приложения суммарной реакции равномерно перемещается вдоль следа стопы. В работе [7] была определена такая скорость 0,1 м/с при N = 110 шаг/мин и средней скорости перемещения человека У0 = 1,5 м/с.

В ЦНИИПП для решения задачи оценки энергозатрат при ходьбе в норме и на протезах разработана специальная методика с перечнем оборудования и методов определения различных параметров ходьбы [8], которая включает и определение работы мышц методом электромиографии.

Значительный интерес представляют новые стенды ЕМЕБ и РАЖУГЕС-Б.ДУ, которые подробно будут описаны ниже. Они значительно расширяют объем получаемой информации, и расширяют возможности исследований.

Конечным результатом исследования локомоций человека обычно, как и в данном случае, является определение энергозатрат при ходьбе, например, как один из критериев оценки качества обуви. Анализ возможных энергозатрат дает возможность выделить основные элементы потребления энергии.

1. Перемещение ОЦМ в пространстве в трех взаимоперпендикулярных направлениях. Как отмечалось в работе [4], колебания ОЦМ по вертикали являются наиболее существенными, ". так как в результате их человек во время ходьбы не может удержать общий центр тяжести на одной горизонтальной прямой, что с точки зрения экономии энергии было бы наиболее выгодным; никакими компенсаторными движениями человеку не удается этого достигнуть." Для объяснения этого явления Н.А.Бернштейн вводит понятие и элемент "упругость мышц", откуда и получает вертикальные колебательные движения: ".механическая сторона локомоций характеризуется, по преимуществу, вертикальными слагающими силовых факторов, на которые и приходится борьба с силой тяжести и реакциями опорных поверхностей".

2. Силы внешнего сопротивления. Сюда не относятся силы опорной реакции, так как они не совершают работу. Обычно учитывают аэродинамические силы - преодоление ветровой нагрузки. Но в аналогичных исследованиях аэродинамические силы, как правило, не принимаются во внимание, а рассматривается спокойное движение в помещении или в условиях тихой безветренной погоды. Учет аэродинамических сил необходим при решении специальных задач, например, перемещение бегунов-спринтеров и т.п.

3. Внутренние потери в суставах. Как указывают все исследователи, в суставах конечностей существует трение качения и скольжения. Но учет этих сил сопротивления требует специальных исследований. В решении данной задачи эта проблема не существенна, так как проводятся сравнительные испытания различных условий ходьбы. При этом влияние сил трения в суставах будет практически одинаково для каждого варианта, а значит они не влияют на конечную оценку этих вариантов.

Широко проводимые исследования по изучению энергетической стороны ходьбы в протезостроении, спорте, робототехнике позволяют сделать целый ряд обобщений и выводов. Прежде всего можно отметить, что анализируя энергозатраты предлагается относить их не на один цикл, а на единицу длины или скорость перемещения. За основной режим рекомендуется принять спокойную ходьбу, которая не требует особого напряжения, не привязывая ее к темпу или длине шага. Такой режим в работе [9] определен - ходьба со скоростью около 3,5 км/ч. Это энергетически оптимальный режим ходьбы, когда движение конечностей в фазе переноса осуществляется в режиме свободных колебаний. Естественно, что при свободной ходьбе человек подсознательно будет выбирать энергетически выгодный режим. Отклонение от этого режима будет вызывать увеличение энергозатрат.

Изучению этого вопроса о влиянии изменения режимов ходьбы на кинематику и динамику движения приведены в исследованиях [10]. Были проведены две серии экспериментов: при постоянном темпе и постоянном шаге. При постоянном темпе (N=100 шаг/мин.) отмечалось, что при увеличении длины шага порядок следования фаз и периодов в цикле ходьбы сохраняется таким же, как при обычной ходьбе, но их соотношение значительно изменяется. Относительная длительность опорного, двуопорного периода и фазы опоры на всю ступню нелинейно убывает, а относительная длительность переносного периода и фаз опоры на пятку и носок нелинейно возрастают. Наиболее характерной чертой кинематики при увеличении длины шага является рост амплитуды межзвенных углов. С ростом длины шага также- трансформируется форма составляющих опорной реакции, более отчетливо выявляются экстремальные точки кривой опорной реакции. Разумеется, что с увеличением шага для более ускоренного переноса ОЦМ на большую величину нужно сделать более мощный толчок, а значит и больше энергии потратить на гашение движения при опоре на пятку. Максимальные значения вертикальной Rz и продольной Rx составляющих опорной реакции в зависимости от длины шага могут быть описаны как возрастающая нелинейная функция, а зависимость минимального значения Rz - как убывающая нелинейная функция.

При постоянном шаге (S=0,75m) и изменении темпа ходьбы от 50 до 150 шагов в минуту последовательность фаз и периодов в цикле ходьбы также сохраняется. Но длительность их, естественно, уменьшается. Изменение кинематики, при этом, выражено не резко - некоторый рост амплитуды угловых перемещений. Кривые опорной реакции изменяются аналогично предыдущей серии испытаний. Отличие в преимущественном изменении амплитуды вертикальной составляющей, у продольной составляющей рост значительно слабее. Как видно, при повышении темпа ходьбы в основном изменяются временные, а значит и динамические параметры.

Таким образом, повышение темпа ходьбы ведет к ускорению движений звеньев, а увеличение шага изменяет кинематику движений. И в том, и в другом случае увеличивается расход энергии на перемещение ОЦМ на единицу длины.

Работа суставных моментов определялась разными исследователями с применением разных методик: по кинематике звеньев человека, по движению ОЦМ, непосредственно по опорным реакциям [6]. Выяснилось, что наибольшая работа совершается в голеностопном и коленном суставах. Однако дальше имеются расхождения. В работе [7] установлено, что в голеностопном суставе величина работы больше чем в коленном и составляет за один двойной шаг 4050 Дж, а в коленном суставе только 20-30 Дж. В то же время в работе [11] работа голеностопного сустава оценивается в 3 раза меньшим числом, чем в коленном. Эти расхождения можно объяснить тем, что применяемые различные косвенные методы и методики получения данных для расчета суставных моментов вызывают значительные ошибки. Но все исследователи отмечают, что работа тазобедренного суставного момента значительно меньше вышеупомянутых.

Наиболее полная по объему работы по определению суставных моментов проводилась в Центральном научно-исследовательном институте протезирования и протезостроения [8],[11],[12]. При определении энергетических параметров учитывались размеры и массы всех звеньев, с, экспериментально определялись углы в суставах в процессе движения, рассчитывались скорости и ускорения на основе чего и определялись величины суставных моментов и их работа, т.е. энергозатраты в суставах. Результаты энергозатрат были представлены в относительных величинах, отнесенные к массе испытуемого и длине двойного шага. По физическому смыслу этот критерий представляет работу, выполненную при перемещении единицы мачссы на единицу длины пути.

Параллельно с описанной методикой определения энергозатрат, определялись энергозатраты при ходьбе на основе анализа траектории перемещения ОЦМ. И хотя расхождения в результатах составили около 25%, относительный порядок величин совпадал. Особенно следует отметить, что при указанном расхождении абсолютных конечных данных, результаты относительного сравнения вариантов в обоих случаях совпали. Это показывает, что даже при расхождении абсолютных данных испытаний, при применении единой методики для сравнения вариантов, ошибки в определении конечного результата не скажутся на их сравнительной оценке.

Испытания показали, что мощности, развиваемые суставными моментами, имеют ярко выраженные пики в двуопорной фазе цикла. Так, если в среднем мощности, развиваемые суставными моментами, составляли около 50 Вт, то в пиковые моменты торможения и разгона они достигали 400-450 Вт.

Как отмечали исследователи, даже если два человека сходны по физическим параметрам, они все же могут отличаться при ходьбе в длительности и длине шага [4]. И это относится так же к таким самым стандартным, с младенчества освоенным актам, как ходьба, даже при ходьбе по гладкой дороге, не говоря уже о ходьбе по неровной дороге. Изменение в одной из фаз движения сразу же сказывается на изменении всех остальных. Вариативность движений сказывается даже при идеальном равенстве и постоянстве всех внешних условий [3]. Но, естественно, чем стабильнее поддерживаются постоянство этих внешних условий, тем меньше разброс результатов испытаний. Причем, как отмечалось выше, все основные структурные детали нормальной ходьбы присущи всем взрослым людям. Различие между ними вызваны различными ритмовыми и амплитудными пропорциями между деталями ходьбы у каждого человека. Наиболее устойчивые параметры ходьбы формируются в период 17-35 лет [13]. Это период, когда параметры и навыки движений уже определились, а нарушения этих навыков от болезней, травм и прочих причин еще не заметны.

Существенным в энергозатратах при ходьбе является амплитуда колебаний ОЦМ, особенно по вертикали - Хх На величину этой амплитуды в значительной мере влияет величина шага 8 В работе [10] даже определена зависимость между ними Хг =0,010 + а Б, где и Б - в метрах. Там же указывается и экспериментально определенная амплитуда, при 8 = 1.15м и Х2 = 0,030 м, откуда можно определить коэффициент "а".

Величины амплитуд теоретически и экспериментально определялись и другими исследователями, о чем говорилось выше. В работе [14] указано, что при среднем темпе 80-90 шагов в минуту ОЦМ поднимается на 40 мм и опускается на 5 мм относительно среднего положения, за которое принято положение ОЦМ при стоянии. В общем диапазон колебаний по вертикали там же определен от 30 до 70 мм в зависимости от темпа ходьбы, роста человека и типа походки.

Наличие промежуточных деталей между стопой и опорой может вызвать изменения в локомоторном акте. Например, при ходьбе в обуви с подошвой из мягкого материала основные закономерности ходьбы сохраняются (характер кривых Ях и Я2), но происходит нарушение формы - на ее переднем фронте появляется горизонтальная площадка, обусловленная задержкой в развитии переднего толчка [6]. Объясняется это деформацией подошвы (сжатием) при достижении определенной величины усилия К2, т.е. упругость обуви может видоизменять форму кривой

Из всего вышесказанного видно, как много факторов влияют на ходьбу и ее кинематические и динамические параметры. Расхождения данных у отдельных исследователей объясняется еще и выбором механической модели человека. Нужно отметить, что глубокое изучение проблемы ходьбы связано с необходимостью выбора и обоснования модели шагающего человека, которая бы достаточно точно отображала действительность при решении конкретных проблем, стоящих перед исследователями.

Выводы и рекомендации

1. Разработаны экспериментально-аналитические методы определения энергозатрат человека при ходьбе в обуви, что позволяет количественно определить один из важнейших показателей качества обуви. Для инженерных целей более приемлемым следует считать метод определения энергозатрат по модели движения общего центра масс. Метод определения энергозатрат через работу голеностопного сустава позволяет получить идентичные результаты за цикл (расхождение составляет 9%), но он более трудоемок, требует использования пиктографии и сложных экспериментов.

2. Предложены классификации причин и источников энергозатрат при ходьбе человека в обуви, методов определения энергозатрат, составлены программы расчета, что позволяет провести сравнительный анализ влияния низа обуви на энергозатраты при ходьбе и снабдить проектировщика инструментом для их снижения.

3. Определены динамические и энергетические характеристики ходьбы -зависимости опорных усилий и затрачиваемой работы от массы носчика и темпа ходьбы. Установлено, что включение эластичных вставок в носочную часть стельки позволяет за счет перераспределения давления снизить на 2530% пики нагрузок передаваемых на передний отдел стопы в момент заднего толчка.

4. Разработан метод расчета усилий передаваемых на тело человека в «безамортизационной» фазе взаимодействия пяточной части стопы с опорным основанием в момент переднего толчка. Предложен метод расчета амортизирующей каблучной части обуви, позволяющий привести динамические взаимодействия на тело человека к оптимальному уровню, тем самым придать обуви здровьесберегающую функцию.

5. Составлены динамические и математические модели и проведено их решение для типовых схем взаимодействия стопа-обувь-опора, что позволяет на стадии проектирования подобрать материалы и создать конструкцию с необходимыми амортизационными характеристиками.

6. Принимая постулат, что оптимальный уровень нагрузок на тело человека определяется ходьбой без обуви по грунту типа суглинок, допустимые нагрузки в момент переднего касания опоры стопой могут оцениваться пульсом силы (Ш/сИ:. По результатам расчетов численное значение критерия составило 7.5кН/с. Из этого условия следует определять требования к материалу и конструкции каблука.

7. Для практического применения построена номограмма, позволяющая определить в зависимости от массы носчика упруго-демпфирующие характеристики каблука, обеспечивающие заданный уровень амортизации удара в момент первого контакта стопы с опорой.

8. При разработке здоровьесберегающей обуви можно рекомендовать следующие принципы конструирования низа обуви:

- задняя часть каблука должна быть выполнена из эластичного материала типа пенополиуретана с небольшим модулем упругости в пределах 1.5-2.5МПа;

- остальная часть подошвы может быть выполнена из износостойкого материала с соответствующим коэффициентом жесткости;

- в зоне опоры переднего отдела стопы необходимо применять конструктивные решения по снижению пика нагрузок, например, специально профилированные стельки или эластичные материалы с модулем упругости 2-ЗМПа.

1. Ченцова К.И., Стопа и рациональная обувь. М.; "Легкая Индустрия", 1974.

2. Alexandrov S, Parshina О, Fundamental tenets of design the dynamic system of shoe bottom. 10 International Congress on the leather, shoe industries, Volume II, 1994.

3. Бернштейн H.A., Физиология движений и активность. M.; Наука, 1990.

4. Бернштейн H.A., Кинематика и динамика общего центра тяжести при локомоциях. Биомеханика. Протезирование. М.; 1992. № 1.

5. Цветков В.Н., Элементы теории механических креплений низа обуви. М.; Легпром. 1958.

6. Фарбер Б.С., Витензон A.C., Морейко И.Ш., Теоретические основы построения протезов нижних конечностей и коррекции движения. Кн.1. М.; ЦНИИПП, 1994.

7. Богомолов А.И., Морейнис И.Ш., Лапаев М.И., Математическое моделирование и энергетическая оценка ходьбы в норме "Протезирование и протезостроение", вып.27,1971.

8. Гриценко Т.П., ВитензонА.С., Жилин Л.А., Славицкий Я.Л., Комплексный биомеханический анализ ходьбы в норме и на протезах бедра и голени. Методические рекомендации, ИНИИПП, М.; 1992.

9. Гурфинкель В.С.Ю Фомин C.B., Биомеханические основы построения движений. В кн. "Некоторые вопросы механики роботов и биомеханики". М.; 1978.

10. Ю.Баксаков Н.В., Витензон A.C., Влияние темпа и длины шага на основные параметры ходьбы человека. Биомеханика. Ред.кол.А.К.Малмайстер и др., изд.Рига, 1975.

11. П.Гриценко Г.П., Методы исследования энергозатрат при ходьбе человека в норме и на протезе бедра. Автореферат на соиск.уч.ст.к.т.н. М.; 1976.

12. Гриценко Г.П., Морейнис И.Ш. Энергетическая оценка ходьбы человека в норме и на протезе бедра. Биомеханика. Ред.кол.Малмайстер А.К. и др, Рига. 1975.

13. Судзуки Р., Движение стопы при ходьбе у взрослых. Биомеханика. Проблемы и исследования. Рига. "Зинатне", 1988.

14. Лапаев М.И., Методика определения перемещения общего центра тяжести тела человека при ходьбе в норме и на протезах. Автореферат дисс. На соиск.ученой ст. К.т.н., м,; 1973.

15. Белецкий В.В., Голубицкая М.Д., Модельная задача динамики пространственной ходьбы. М.; изв.АН СССР, 1982, МТТ, № 194.

16. Барбюк В.Б., Плоская модель двуногого стопоходящего аппарата. В кн. "Некоторые вопросы механики роботов и биомеханики", М.; изд.МГУ, 1978.

17. Менделевич H.A., Биомеханические закономерности и функции стопы. Биомеханика ред.кол.Малмайстер А.К. и др. изд.Рига, 1975.

18. Гурфинкель B.C., Фомин C.B., Штилькин Т.П., Определение суставных моментов при локомоциях. Биофизика. Т. 15 вып.2 изд."Наука", М.; 1970.

19. Пановко Я.Г. Внутренее трение при колебаниях упругих систем. М.; Гос. Изд. Физ. Лит., 1960.

20. Нарисава И., Прочность полимерных материалов., М.; Химия, 1970.

21. Scott S.H., Winter D.A., Biomechanical model of the human foot: kinematica andkinetics during the stance phase of walking. Biomechanics, Vol 26, No 9., 1993 22.Вознесенский.Е.А., Поведение грунтов при динамических нагрузках.

22. Учебное пособие. М.; Изд. МГУ, 1997. 23.3ыбин Ю.П., Ключникова В.М., Кочеткова B.C., Фукин В.А., Конструирование изделий из кожи, Учебник для Вузов, М.; Легкая и пищевая промышленность, 1982. 24.Любич М.Г. Свойства обуви. М.; Легкая индустрия, 1969.

23. Александров С.П. Паршина О.В. Разработка оптимального следа обуви для выравнивания напряжения подошвенных мышц, Кожевенно-обувная промышленность, №8, 1989.

24. Фукин В.А., Калита А.Н., Технология изделий из кожи; Учебник для Вузов, М.; Легпромиздат, 1988.

25. Ковалев A.A., Фукин В.А., Горбачек В.Е., Динамика изгиба деталей низа обуви при ходьбе, Известия Вузов, №1, ГЛП, 1984.

26. Горбачек В.Е., Конструкторско-технологические решения повышения эргономичных свойств обуви. Диссертация на соискание уч. степени д.т.н., Витебск, 1998.

27. Комиссаров А.Г., Алексеев Ю.И., Испытания обуви на гибкость при экспериментальной носке. Кожевенно-обувная промышленность, №8, 1992.

28. Авилов A.JI. и др., Жесткость подошвы как фактор утомления при ходьбе. Сборник трудов ЦНИИКЗ, 1951.

29. Фукин В.А., Проектирование внутренней формы обуви. М., Легпромиздат, 1985

30. Патент РФ №2029481 С1, класс А43, В 13/14

31. А.Гир, Патент РФ №2046588 С1, класс А43, В 21/30, 5/00, Аммортизирующее устройство и спортивная обувь.

32. Патент РФ №2009651 класс А43, В 13/18

33. Патент РФ №1799257 класс А43, В 17/00

34. Патент РФ №2085096 класс А43, В 13/18

35. Патент РФ №2036596 класс А43, В 17/06

36. Патент РФ №2060705 класс А43, В 17/00

37. Патент РФ №2050807 класс А43, В 21/30

38. Патент РФ №1588372 класс А43, В 7/32,21/32

39. Магомедов Ш.И., Структура основных видов износа подошвы. М., Кожевенно-обувная промышленность, №6, 1998.

40. Лапаев М.И. Методика определения перемещения общего центра тяжести тела человека при ходьбе в норме и на протезе, Автореферат диссерт. на соискание уч. степени к.т.н., М., 1973.

41. Хоменкова Н.Г., Горшков С.И., Физиологическое обоснование изготовления маложесткой обуви, НИ Труды ЦНИПКиЗ, Газлегпром, сб.28, 1957.

42. Вукобратович М., Шагающие роботы и антропоморфные механизмы. М., изд. Мир, 1978.

43. Формальский A.M. Перемещение антропоморфных механизмов, М., Наука, 1982.

44. Белецкий В.В., Двуногая ходьба. Модельная задача динамики и управления, М., Наука, 1984.

45. Иродов И.Е., Основные законы механики. М., Высшая школа, 1978.

46. Гайс.И.А., Учитесь ходить быстро. М., Физкультура и спорт, 1986.

47. Дибнер Р.Д., Синельникова Э.М., Физкультура, возраст, здоровье, М., Физкультура и спорт, 1985.

48. Богданов. В.А. Гурфинкель B.C. Роль информации о силовом воздействии между стопами и опорой в процессе управления локомоций. Биомеханика ред. кол. Малмайстер А.К. и др. изд.Рига, 1975.

49. Выгодский М.Я., Справочник по высшей математике, М., изд. Наука, 1965.

50. Карпович АЛ., Смолянинов В.В., Кинематические закономерности ходьбы человека. Биомеханика ред. кол. Малмайстер А.К. и др. изд.Рига, 1975.

51. Кочеткова Т.С., Ключникова В.М., Антропологические и биомеханические основы конструирования изделий из кожи. Учебник для вузов. М., Легпромиздат, 1991.

52. Александров С.П., Паршина О.В., Динамика начальной фазы взаимодействия пяточной части стопы с основанием в процессе ходьбы. Сообщение 1, Изв. Вузов., ТЛП, №2, 1991.

53. Александров С.П. Паршина О.В. Динамика начальной фазы взаимодействия пяточной части стопы с основанием в процессе ходьбы. Сообщение 2, Изв. Вузов., ТЛП, №3, 1993.

54. Главачек П., Бриш П., Томан Е., "Измерение сорбции энергии по ДИН 4843", Труды 9-ого международного обувного симпозиума, ЧССР , 1988.

55. Паршина О.В. Разработка элементов теории и средств обеспечения опорной комфортности системы низа обуви. Дис. на соискание уч. степени к.т.н., М., 1989.

56. Жихарев А.П., Пименов А.Ю., Фукина О.В., Формаковский В.М., Определение механических свойств и условий эксплуатации материалов для зимней спортивной обуви. Кожевенно-обувная промышленность, №3, 1992.

57. Справочник обувщика. Проектирование, обувь, материалы. Под. ред. д.т.н. Калиты А.Н., М., легпромиздат,1998.

58. Справочник конструктора машиностроения. Л., Судпромиздат, 1961.

59. Райт П., Комлинч А., Полиуретановые эластомеры. Л., Химия, 1973.

60. Горбачек В.Е., Опорная жесткость обуви и методика ее определения, Кожевенно-обувная промышленность, №2, 1998.

61. Вознесенский Е.А., Динамические свойства грунтов при динамических нагрузках, учебное пособие, М., изд. МГУ, 1997.

62. Кедров С.С., Колебания металорежущих станков, М., Машиностроение, 1978.

63. Нашкор А., Джоунс., Хендерсон Д., Демпфирование колебаний. М., Мир, 1988.

64. Хильгевский В.В., Дубенец В.Г., Рассеяние энергии при колебаниях тонкостенных элементов конструкций, Киев, Высшая школа, 1977.

65. Коритысский Я.И. Динамика упругих систем. М., Легкая и пищевая промышленность, 1988.

66. Вознесенский Е.А., Динамические свойства грунтов и их учет при анализе вибраций фундаментов разного типа, Геоэкология, инженерная геология, №5, 1993.

67. Красиков Н.Д., Динамические свойства грунтов и методы их определения. JL, Стройиздат, 1980.

68. Рыскулбеков Т.Б., Матвеев Ю.С., Фукин В.А., Фомина Г.Г., Карпухин A.A., Тонких Т.П., Исследования фрикционных и амортизационных свойств материалов для низа обуви. Кожевенно-обувная промышленность, №3, 1989.

69. Сергеев С.И. Демпфирование механических колебаний, Физматгиз,1959.

70. Гольустит В. Удар. Теория и физические свойства соударяющихся тел, М., Стройиздат, 1965.

71. Адлер Ю.П., Маркова Е.В., Грановский Ю.В., Планирование эксперимента при поиске оптимальных условий, М., Наука, 1976.

72. Краснов Б .Я., Материалы для изделий из кожи, учебник для техникумов, М., Легпромиздат, 1995.77.3акатова Н.Д., Михеева Е.Я., Эксплуатационные свойства обувных материалов и деталей, М., Легкая индустрия, 1966.

73. Бать М.И., Джаналидзе Г.Ю., Кельзон A.C., Теоретическая механика в примерах и задачах, т.2, Динамика, СПб Политехника, 1991.

74. Александров С.П., Куприянов А.П., Аспекты эргономической обуви. Кожевенно-обувная промышленность, №2, 1999.

75. У б №5 Разрабо тка^фундаме1. Цифр Дгашеноваше" ЛИР)нтальныхк;Mojионной кафедрой Технологии кожи, меха иизделий изкожикафедра, ШЩжЩЩя) ~~г,

76. Х9 99г. и внедрена у учейшй процесс с 4 SO.04.2000".оууовакии1. Р ГМв£КОГО.ФЭДЩЬтегарешение кашздгры. совета ша куль те та--указать; протокол №6 от 10.04.gÖOQr

77. Туказать номер фотокола' и дату) 1 """ ;о!М::ишая разработка включена в лекций "Основы ^прикладно^

78. Сшшевовште курса антропологии и биомеханики, курсовые и дипломные работы по специаль

79. Чесвяё 'рёкомвевдаций по вшшлнешйо лабораторных работ,курсовшгПй ности 28! I и 2812. " .пособш Дабораторзвдго оборудования Г

80. Московская обувная фабрика " Заря Свободы Телефон 261 34 - 29 Телефакс 261 - 34 - 29

81. Company-" Zaria Svobodi" Shoe Factory Moscow Phone: 261 34 - 29 Telefax: 261 - 34 - 29e-mail svoboda@bestnet.ruвнедрениm

82. Комиссия по результатам опроса испытуемых носчиков пришла к заключению, что обувь, изготовленная в соответствии с методикой вышеназванной работы, имеет положительный социальный эффект.

83. Председатель комиссии Члены комиссии:1. Т.В .Усачева

84. Л.Ф.Лабушна <f(oef^ А.Г.Носырева1. Представитель РосЗИТЛПа

85. Производственная фирма «Вахруши-Союз»613110, Кировская обл., Слободской р-н, пос. Вахруши, ул. Ленина, д. 5тел.: (83362) 3-17-54, факс: 3-10-88

86. ИНН 4329004655. ОКПО 42646259

87. ОКОНХ 17371. БИК 043304790.

88. Р/с 40702810433840000125 в Кировскомрегиональном филиале АКБ «СБС-АГРО» Корхчет 30101810600000000790.Р1. В.М.Кожевников1. АКТвнедрения от 12.09.2000г.

89. На основе рекомендаций данных в диссертационной работе по конструированию обуви, обеспечивающих снижение энергозатрат при носке, была изготовлена партия обуви в количестве 25 пар.

90. Результаты экспериментально-аналитического метода расчета затрат энергии при носке обуви показали снижение коэффициента энергозатрат до 1,04.

91. Опытная носка изготовленной партии обуви показала, что носчики чувствовали большее удобство, затрачивали меньше усилий при .изгибе обуви, искажения в походке были минимальны.