Utvärdering av provmetod
som simulerar höftislag hos gångtrafikanter
Slutrapport
TRV 2015/97155
Manuel Mendoza Vazquez
Chalmers Industriteknik
Anna Carlsson
Chalmers Industriteknik
Manuel Mendoza Vazquez
Chalmers Industriteknik
Chalmers Teknikpark
Sven Hultins gata 9D
SE - 412 88 Göteborg, Sverige
Telefon: +46 31 772 8236
Web: www.cit.chalmers.se
E-mail: [email protected]
Anna Carlsson
Chalmers Industriteknik
Chalmers Teknikpark
Sven Hultins gata 9D
SE - 412 88 Göteborg, Sverige
Telefon: +46 31 772 3650
Web: www.cit.chalmers.se
E-mail: [email protected]
Slutrapporten ar framtagen med ekonomiskt stod från Trafikverkets Skyltfond. Ståndpunkter, slutsatser
och arbetsmetoder i rapporten reflekterar författaren och överensstämmer inte nödvändigtvis med
Trafikverkets ståndpunkter, slutsatser och arbetsmetoder inom rapportens ämnesområde.
Sammanfattning
I Sverige registreras knappt 18 000 höftfrakturer per år (Rikshöft 2013). Majoriteten, ca 90%, av alla
höftfrakturer orsakas av fallolyckor från stående höjd (Nevitt and Cummings 1993; Parkkari m.fl. 1999).
Risken att drabbas av höftfraktur stiger exponentiellt efter 50-årsåldern (Nydegger m.fl. 1991). Risken för
höftfraktur kan minskas genom användning av stötdämpande underlag och/eller höftskydd. Utvecklingen
av dessa underlag och skydd kräver en provmetod som simulerar fallolyckor med höftislag.
Syftet med projektet är att ta fram en provmetod som simulerar höftislag mot marken hos en gångtrafikant
som faller omkull (singelolycka). Metoden är avsedd för utvärdering av skyddseffekten hos höftskydd eller
annan stötupptagande utrustning/underlag.
I projektet gjordes en litteraturstudie för att samla data kring provmetoder avsedda för att utvärdera
stötdämpande förmågan hos olika underlag när en människa faller på dem. Från litteraturstudien valdes
tre provmetoder, standarden EN1177, standarden EN14808 och IHPRG pendelprov. Standarderna används
för att utvärdera stötdämpande förmågan hos underlag på lekplatser (EN1177) och sportbeläggningar
(EN14808). IHPRG pendelprovet är ett förslag som en internationell forskargrupp har presenterat för att
testa skydd och dämpande golv under höftislag.
Provmetoderna och deras provapparater simulerades med hjälp av finita element-metoden (FEM). Alla tre
provmetoderna simulerades för att utvärdera tre olika underlag. Med hjälp av en (FEM) humanmodell
simulerades ett fall åt sidan på de tre olika underlagen. Resultatet som togs fram med humanmodellen
användes som referens för att utvärdera provmetoderna.
Alla tre provmetoderna rangordnade underlagen på samma sätt. Skillnaden var att IHPRG pendelprovet
och humanmodellen visade liknande relativa skillnader mellan underlagen.
Slutsatser
IHPRG pendelprovet verkar ha bättre förutsättningar att representera en gångtrafikant som faller
omkull på marken än standarderna EN1177 och EN14808.
IHPRG pendelprovet rangordnade stötdämpande förmågan hos tre olika underlag på samma sätt som
humanmodellen gjorde, dessutom med liknande relativa skillnader mellan de tre underlagen.
Som fortsättning till projektet föreslås att ta fram en förenklad geometri (istället för lårbenet) som kan
tillverkas i aluminium eller stål och utvärdera den.
Keywords
Fallolyckor, testmetoder, biomekanik, höftfrakturer.
i
Förord
Vi vill börja med att tacka Skyltfonden för finansieringen av detta projekt, samt Anita Ramstedt,
Trafikverket, för utmärkt support!
Vi vill också tacka följande personer och institutioner för hjälpen med projektet:
Andrew Laing (University of Waterloo, Kanada)
Brigitte Potvin (Simon Fraser University, Kanada)
C3SE - Chalmers Centre for Computational Science and Engineering
Jac Wismans (Chalmers)
Kai-Uwe Schmitt (AGU, Schweiz)
Steve Robinovitch (Simon Fraser University, Kanada)
Viveca Wallqvist (SP)
Projektet har presenterats på:
SAFER Crash reference group meeting i Göteborg den 22 april 2016.
GNS expertgrupp Gång & Cykel i Stockholm den 5 september 2016 (Bilaga A).
ii
Innehållsförteckning
Sammanfattning ....................................................................................................................................... i
Förord ..................................................................................................................................................... ii
Innehållsförteckning ................................................................................................................................ iii
Inledning ................................................................................................................................................. 1
Syfte ........................................................................................................................................................ 3
Metod ..................................................................................................................................................... 3
Litteraturstudie ........................................................................................................................................ 4
Standard EN–1177:2008 ...................................................................................................................... 4
Standard EN–14808:2005..................................................................................................................... 5
Provmetoder Höft ................................................................................................................................ 6
IHPRG pendelprov ................................................................................................................................ 6
Utvärdering av provmetoder.................................................................................................................... 8
Referensprov med humanmodell ......................................................................................................... 8
Standard EN–1177:2008 ...................................................................................................................... 8
Standard EN–14808:2005..................................................................................................................... 9
IHPRG pendelprov .............................................................................................................................. 10
Resultat ................................................................................................................................................. 11
Diskussion.............................................................................................................................................. 12
Slutsatser ............................................................................................................................................... 13
Referenser ............................................................................................................................................. 14
iii
Inledning
Enligt Myndigheten för Samhällsskydd och Beredskap dödades under 2010 närmare 1 600 svenskar som
ett resultat av fallolyckor, och den uppskattade kostnaden för samhället uppgår till i storleksordningen 22
miljarder kronor (MSB 2011). Anledningen till att dessa olyckor kostar samhället så stora summor är att
vården ofta blir långvarig, och i många fall förändras hela livssituationen för de skadade. Varje år behöver
drygt 300 000 människor akut sjukhusvård och i snitt dör fler än tre personer över 65 år varje dag till följd
av fallolyckor. Det är sju gånger fler svenskar som behöver sjukhusvård till följd av fallolyckor i jämförelse
med vägtrafiken. Fallolyckor är därmed den i särklass vanligaste olycksorsaken i Sverige (MSB 2011).
Bland gångtrafikanter är fallolyckor ett relativt okänt problem som generellt inte belyses i den allmänna
debatten. Det kan finnas flera möjliga förklaringar till detta, exempelvis redovisas denna olyckstyp
vanligtvis inte i trafikolycksstatistiken, och det finns ingen samlad bild av konsekvenserna. Dessutom
drabbar denna olyckstyp typiskt de äldsta medborgarna, framför allt kvinnor, som sällan driver opinion
(Adolfsson 2010).
I Sverige registreras knappt 18 000 höftfrakturer per år (Rikshöft 2013). Majoriteten, ca 90%, av alla
höftfrakturer orsakas av fallolyckor från stående höjd (Nevitt & Cummings 1993; Parkkari m.fl. 1999).
Risken att drabbas av höftfraktur stiger exponentiellt efter 50-årsåldern (Figur 1, Nydegger m.fl. 1991).
Denna drastiska ökning beror på att såväl benskörhet (osteoporos) som fallbenägenhet ökar med ålder
(Cummings & Melton 2002). Lårbensfrakturer är dock tre gånger vanligare hos kvinnor (Figur 1) (Nydegger
m.fl. 1991), eftersom de i högre utsträckning än män drabbas av osteoporos, har en högre fallbenägenhet
samt lever längre (Cummings & Melton 2002).
Figur 1. Antal höftfrakturer per 100 000 invånare och år i Schweiz (Nydegger m.fl. 1991).
På grund av en succesivt ökande och åldrande befolkning förväntas antalet höftfrakturer att stiga, och
uppskattas år 2050 att uppgå till 4,5–6,3 miljoner årliga fall globalt (Cooper m.fl. 1992; Gullberg m.fl. 1997).
Höftfrakturer står idag för ca 70% av de svåra skadorna (AIS 3+) bland fotgängarna (Figur 2).
1
Figur 2. Skadornas fördelning över olika kroppsdelar, uppdelade på alla skador,
medicinsk invaliditet (1% / 10%) och initial skada (AIS 2/AIS 3+) (Arbetsmaterial Berntman 2015).
Eftersom (nästan) alla som drabbas av höftfraktur är i behov av såväl operation, sjukhusvård och
rehabilitering, tillhör denna patientgrupp de mest vårdkrävande inom sjukvården. Många patienter återfår
dock aldrig den hälsa de hade innan frakturen. Av de som fortfarande lever ett år efter frakturen kan
endast hälften gå utan hjälp(medel) (Wolinsky m.fl. 1997). I många fall innebär frakturen slutet på ett
självständigt liv för patienten, som efter sjukhusvistelsen kan bli tvungen att förflyttas till ett äldreboende
eller få ett ökat stöd i hemmet från hemsjukvården. En höftfraktur kan således innebära en stor
omställning och begränsning för den enskilda individen, och en betydande kostnad för samhället. Många
studier har rapporterat om en förhöjd dödlighet i samband med höftfrakturer, se exempel i Figur 3. I
Sverige avlider 17% av patienterna inom 4 månader efter frakturen (Rikshöft 2013).
Figur 3. Relativ fatalitetsrisk tiden efter höftfraktur (baserad på (Haentjens m.fl. 2010)).
Risken för höftfraktur kan minskas genom användning av stötdämpande underlag och/eller höftskydd.
Utvecklingen av dessa underlag och skydd kräver en provmetod som simulerar fallolyckor med höftislag.
2
Syfte
Syftet med detta projekt är att ta fram en provmetod som simulerar höftislag mot marken hos en
gångtrafikant som faller omkull (singelolycka). Metoden är avsedd för utvärdering av skyddseffekten hos
höftskydd eller annan stötupptagande utrustning/underlag.
Metod
Projektet består av två delmoment; dels en litteraturstudie och dels en utvärdering av provmetoder enligt
beskrivningar nedan.
Litteraturstudien har haft som syfte att samla data på olika provmetoder avsedda för att testa styvheten
hos olika underlag när en person faller på dem. Den första gruppen av provmetoder är standarder som
gäller för lekplatser (EN–1177:2008) och sportbeläggningar (EN–14808:2005), den andra gruppen är
förslag på provmetoder speciellt avsedda för att mäta stötdämpande förmågan hos olika underlag under
höftislag (bland annat IHPRG Pendelprov).
Utvärderingen av provmetoderna gjordes med hjälp av en
humanmodell och numeriska simulationer. Humanmodellen som används är den förenklade och LS-DYNA
versionen av GHBMC fotgängare v1.3 (Elemance 2015).
Modellen består av 386 053 element och beskriver en man
i stående position med en vikt av 74.5 kg (Figur 4). Inga
ändringar, förutom positionen, har gjorts på de nedre
extremiteterna mellan GHBMCs fulla versionen och den
förenklade (Elemance 2015). Höftpartiet hos humanmodellen har validerats tidigare (Vavalle m.fl. 2013) mot
fyra kadavertester där en fyrkantig stel platta (200x200
mm; 12 respektive 16 kg) slår lateralt mot höftpartiet med
en hastighet runt 10 m/s. Resultat på valideringen visas i
Figur 5, där kraft och deformation från humanmodellen
under islaget ligger inom den experimentella korridoren.
Humanmodellen har också validerats på en komponentnivå
där kraften vid fraktur av lårbenshalsen (Untaroiu m.fl.
2013) jämförs med experimentell data. Experimentell data
kom från 18 tester (Keyak m.fl. 1997; Keyak m.fl. 2001) där
lårbenshalsen belastades en hastighet på 0.5 mm/s tills
frakturen uppkom. När samma uppställning simulerades
uppkom frakturen vid 3.42 kN jämfört med 2.38±1.31 kN
från experimentell data (Untaroiu m.fl. 2013).
Pre- och post-processorn som används i projektet är LSPrePost v4.3 (LSTC, Livermore, CA), processorn är LS-DYNA
MPP R8.0.0 (Hallquist 2006). Speciella skript för att postprocessa resultaten har tagits fram på Matlab R2013b (The
Mathworks Inc. 2013).
3
Figur 4. Global Human Body Model
Consortium (GHBMC) modell i en fotgängares position. Vissa delar har tagits
bort för att visa skelettet. (Elemance 2015)
Figur 5. Kraft och deformation kurvor på höftislag (baserad på Vavalle m.fl. 2015).
I utvärderingen simulerades tre olika underlag:
Vanlig asfalt
Asfalt A
Asfalt B
där de två sista innehåller gummi för att minska dess styvhet. Materialegenskaperna som användes i LSDYNA för att simulera de olika underlagen är listade i Tabell 1 och kommer från modeller som är utvecklade
i EU-projektet SafeEV (Nuss m.fl. 2015). Modellerna av underlagen har en hexa mesh med 10 mm storlek
och tjocklek av 80 mm.
Tabell 1. Materialegenskaper för vanlig asfalt, asfalt A och asfalt B.
Densitet (kg/m3)
E modul (MPa)
Vanlig asfalt
2600
5400
Asfalt A
1162
109
Asfalt B
1557
43
De tre olika underlagen användes sedan vid a) en referenssimulering med humanmodellen, samt
b) simuleringar av tre olika provmetoder, varefter resultaten utvärderades. Första steget var att verifiera
att alla provmetoder kunde rangordna underlagen efter stötdämpande förmåga. Andra steget var att
jämföra de relativa skillnaderna i stötdämpande förmåga som varje provmetod visade mot de relativa
skillnaderna från referenssimuleringen.
Litteraturstudie
Standard EN–1177:2008
Standarden definierar en metod för att bestämma stötdämpningen hos lekplatsunderlag. Metoden
använder en huvudform (massa 4,6 kg; diameter 160 mm) som slår mot underlaget när den släpps från
olika fallhöjder (Figur 6). Huvudformen är utrustad med en accelerometer i huvudformens tyngdpunkt.
Med hjälp av accelerometerns mätningar beräknas ett kriterium för huvudskador för de olika testade
4
fallhöjderna. Kriteriet som används är Head Injury Criterion HIC (Versace 1971). Den kritiska fallhöjden för
lekplatsunderlaget bestäms som den lägsta fallhöjd i meter (avrundade till lägsta första decimalen, 1,78
blir 1,7) som ger HIC värdet lika med 1000 (Svensk Standard 2008).
Figur 6. Skiss på utrustning som används i standarden EN–1177:2008.
Standard EN–14808:2005
Standarden definierar en metod för att bestämma stötdämpningen hos sportbeläggningar. En vikt på 20 kg
släps från en 55 mm höjd på en fjäder som står mot sportbeläggningen. Mellan fjädern och
sportbeläggningen finns en lastcell som mäter kraften under islaget (Figur 7). Den maximala kraften som
lastcellen registrerar jämförs med den maximala kraften när samma test görs på ett stelt golv (betong).
Stötdämpningen definieras sedan som den procentuella skillnaden i maximala kraften mellan en stel
beläggning och en sportsbeläggning enligt Ek. 1 (Svensk Standard 2006).
1
Där:
Ek. 1
100
R är kraft minskningen i procent
Ft är det maximala utmätta kraften på provet i N
Fr är det maximala utmätta kraften på betong i N (c:a 6600 N)
Figur 7. Skiss på utrustning som används i standard EN–14808:2005.
5
Provmetoder Höft
Det finns många förslag i litteraturen på metoder för att testa stötdämpande förmågan hos olika underlag
när en person faller i sidled. Dessa kan vanligtvis delas in i två olika kategorier; pendelprov (Maki & Fernie
1990; Kannus m.fl. 1999; Laing & Robinovitch 2008) och fallprov (Nabhani & Bamford 2004; Derler m.fl.
2005; Gilchrist m.fl. 2013). Gemensam för dessa kategorier är att en massa, som accelererats upp till en
viss hastighet, slår i en representation av trochanter major (lårbenets stora benutskott) varpå kraften i
lårbenshalsen mäts för utvärdera stötdämpande förmågan hos olika underlag. Dessutom innehåller
testutrustningen vanligen en eller flera fjädrar för att representera höftbenets och mjuka vävnadens
styvheter. Det är viktigt är att storleken på ingående parametrarna (massa, hastighet, styvhet) är
representativa för ett fall åt sidan. För att kunna definiera dessa behöver man därför först identifiera den
demografiska gruppen som provmetoden skall fokusera på.
Ett exempel på provmetod är en inverterad pendel med en hemisfär (representerar trochanter major) som
är kopplad till en fjäder (representerar styvheten på höftbenet). Pendeln har en höjd och vikt som skall
motsvara en 50% percentil äldre kvinna (Maki & Fernie 1990). Pendeln släpps, träffar underlaget och med
hjälp av en accelerometer uppskattar kraften i lårbenshalsen (Figur 8).
Ett annat exempel är att låta en vikt falla på en representation av höftpartiet (motsvarar trochanter major,
lårbenshalsen och vävnaden runt om). Underlaget eller höftskyddet som testas placeras då mellan vikten
och representationen av höftpartiet. En lastcell i lårbenshalsen mäter kraften från islaget (Figur 9) (Mills
1996).
Figur 8. Exempel på pendeltest (Maki & Fernie 1990).
Figur 9. Exempel på fallrigg (Mills 1996).
IHPRG pendelprov
År 2007 bildades International Hip Protector Research Group (IHPRG) med syftet att ta fram
rekommendationer på provmetoder för att testa höftskydd. Rekommendationerna är publicerade
(Robinovitch m.fl. 2009) och här följer en kort sammanfattning.
6
IHPRG rekommenderar att provmetoden fokuserar på äldre kvinnor eftersom 1) kvinnor löper tre gånger
högre risk än män att drabbas av höftfrakturer (Cummings & Melton 2002) och 2) risken stiger
exponentiellt efter 50-årsåldern (Nydegger m.fl. 1991).
När den demografiska gruppen är identifierad återstår att definiera storlekar på hastighet, massa och
styvhet för att provmetoden skall bli representativ för äldre kvinnor. För unga vuxna har hastigheten i
höften uppmätts till 3.08 m/s (S.D. 0.83 m/s) vid fall på gymnastikmattor (utan försök att dämpa fallet)
(Robinovitch m.fl. 2004; Feldman & Robinovitch 2007). Vidare har den effektiva massan och styvheten hos
unga kvinnor har uppmätts till 33 kg (S.D. 11 kg) respektive 39 kN/m (S.D. 16 kN/m) (Robinovitch m.fl.
1991; Robinovitch m.fl. 1997). För att ta hänsyn till effekter av åldrande har IHPRG föreslagit en provmetod
med en hastighet på 3.4 m/s (3.08 m/s + 0.5*S.D.), en effektiv massa på 28 kg (33 kg - 0.5*S.D.) och en
styvhet på 47 kN/m (39 kN/m + 0.5*S.D.). IHPRG föreslår en högre hastighet än medelvärdet hos unga
vuxna med tanke på att äldre har en försämrad förmåga att parera ett fall, en lägre effektiv massa på grund
av att slanka äldre personer har högre risk för höftfrakturer, och en högre styvhet på grund av att lederna
blir styvare med åldern och av mindre vävnad runt höften hos slanka personer. Dessa antagande är
nödvändiga eftersom biomekanisk data för äldre människor saknas bland annat på grund av riskerna som
innebar att testa äldre människor.
Provmetoden som IHPRG rekommenderar och som kan tillämpas för att testa stötdämpande förmåga hos
olika underlag är ett pendelprov (Figur 10), baserade på Simon Fraser University hip impact simulator
(Laing & Robinovitch 2008). Pendelprovet innehåller en representation av lårbenet och mjuka vävnaden
omkring höften, en fjäder, en massa och en pendel. Man anser att deformationen i lårbenet under en
fallolycka är försumbart och därför kan lårbenet tillverkas i stål eller andra hållbara material (Robinovitch
m.fl. 2009). Mjukvävnaderna kring höften har representerats med hjälp av skumgummi eller elastomerer.
Enligt tidigare studier har mjukvävnaderna ovanför trochanter major en medeltjocklek som varierar mellan
18 mm och 40.4 mm (Robinovitch m.fl. 1997; Bouxsein m.fl. 2007; Minns m.fl. 2007; Nielson m.fl. 2009).
Densiteten på skumgummin eller elastomeren varierar också mellan olika metoder i litteraturen (Derler
m.fl. 2005; Minns m.fl. 2004; Robinovitch m.fl. 1995; Laing & Robinovitch 2008; van Schoor m.fl. 2006;
Kannus m.fl. 1999).
Figur 10. Skiss på pendelprovet (Robinovitch m.fl. 2009).
Provmetoderna som utvärderats i det här projektet är standarderna EN–1177 och EN–14808, samt
pendelprovet som IHPRG har föreslagit. Standarderna används förnärvarande vid utvärdering av olika
underlag, och det är därför av intresse att veta om de även kan användas för att utvärdera stötdämpningen
hos olika underlag vid höftislag mot marken.
7
Utvärdering av provmetoder
Referensprov med humanmodell
Kraften i lårbenshalsen hos humanmodellen används som referens vid utvärderingen de olika
provmetoderna. Kraften beräknades för tre olika underlag då humanmodellen faller i sidled (Figur 11).
Figur 11. Humanmodellen i ett fall i sidled.
Humanmodellen får en initial rotationshastighet kring en axel normal till frontalplanet och som passerar
genom skärningen mellan marken och foten så att trochanter major har en hastighet av 3 m/s när
humanmodellen når underlaget. Från simuleringen kommer en kraft–tid kurva för kraften i lårbenshalsen.
Det högsta värdet i kurvan tas som mått för maxkraften för varje underlag. Sedan normaliseras maxkraften
genom att dela varje värde med maxkraften för vanliga asfalt.
Den maximala kraften för var och en av de tre testade underlagen visas i Tabell 2, tillsammans med de
normaliserade värdena, för simuleringar med humanmodellen i ett fall åt sidan. Man ser att den vanliga
asfalten är den som har en sämre stötdämpandeförmåga; maximala kraften är den högsta.
Tabell 2. Maximal kraft och normaliserade värden för referensprov humanmodell.
Vanlig asfalt
Asfalt A
Asfalt B
Maximal kraft [N]
1680
1452
959
Normaliserat värde
1,00
0,86
0,57
Standard EN–1177:2008
LS-DYNA modellen av provutrustningen som används i standard EN–1177:2008 görs med en hexa mesh
med 5 mm i storlek, och representerar en huvudform i aluminium med massa på 4,6 kg och en diameter
på 160 mm (Figur 12). En accelerometer modelleras i huvudformens tyngdpunkt. Underlagen
representeras enligt tidigare beskrivning (vanlig asfalt, asfalt A och asfalt B, Tabell 1). I standarden låter
man huvudformen falla från olika höjder tills man hittar den kritiska fallhöjden. I modellen placeras
huvudformen 5 mm ovanför underlaget och ges en initialhastighet som motsvarar hastigheten som
huvudformen hade haft om den skulle ha fallit fritt från olika höjder. Resultatet som kommer från
simuleringen är signalen från accelerometern i huvudformen. Signalen behandlas enligt standarden för att
räkna den kritiska fallhöjden för varje underlag. Sedan normaliseras den kritiska fallhöjden för varje
underlag genom att dela med motsvarande värde för vanlig asfalt.
8
Figur 12. Modell av provutrustning och underlag i standard EN1177:2008.
Den kritiska fallhöjden för var och en av de tre testade underlagen visas i Tabell 3, tillsammans med de
normaliserade värdena, vid simuleringar enligt standard EN-1177:2008. Man ser att den vanliga asfalten
är den med minsta kritiska fallhöjden av alla tre, vilket motsvarar förväntningarna då asfalt A och B
innehåller gummi som minskar asfaltens E modul.
Tabell 3. Kritisk fallhöjd och normaliserade värden för standard EN-1177:2008.
Vanlig asfalt
Asfalt A
Asfalt B
Kritisk fallhöjd, m
0,1
0,3
0,4
Normaliserat värde
1,00
0,33
0,25
Standard EN–14808:2005
Provutrustningen som beskrivs i standarden EN-14808:2005 modelleras i LS-DYNA med två stålcylindrar
med 5 mm hexa mesh (Figur 13). Cylindrarna är sammankopplade via en fjäder, vars styvhet är definierad
av standarden, där cylindrarna enbart kan röra sig vertikalt. Nedersta cylindern är i kontakt med underlaget
och massan får en initial hastighet som motsvarar hastigheten efter 55 mm fritt fall. Kraften som används
senare i analysen räknas vid ett tvärsnitt i mitten av nedersta cylindern i enlighet med standarden.
Underlagen representeras enligt tidigare beskrivning (vanlig asfalt, asfalt A och asfalt B, Tabell 1). För varje
underlag räknas den maximala kraften, varpå värdena normaliseras med avseende på den maximala
kraften för vanlig asfalt.
Figur 13. Modell av provutrustning och underlag i standard EN-14808:2005.
9
Den maximala kraften för de tre testade underlagen visas i Tabell 4, tillsammans med normaliserade
värden, för simuleringar av standard EN-14808:2005. Man ser igen att den vanliga asfalten är den som har
en sämre stötdämpandeförmåga, maximala kraften är den högsta.
Tabell 4. Maximal kraft och normaliserade värden för standard EN-14808:2005.
Vanlig asfalt
Asfalt A
Asfalt B
Maximal kraft [N]
6721
6097
5382
Normaliserat värde
1,00
0,91
0,80
IHPRG pendelprov
Förslaget på pendelprov som IHPRG publicerade (Robinovitch m.fl. 2009) innehåller ingen beskrivning av
lårbenets geometri. I projektet användes därför lårbenets och mjukvävnadernas geometrier från GHBMCmodellen (Figur 4, Figur 14). Provutrustningen består av ett rektangulärt stålprisma (massa 28 kg) som via
en fjäder (styvhet 47 kN/m) är kopplat till en stel platta på vilken en cylinder är fäst, där krafterna beräknas
på tvärsnittet. Lårbenshuvudet är stelkopplat till underdelen av cylindern och är den enda kopplingen
mellan lårbenet och pendeln. Hela konstruktionen är tvingad att rotera kring punkten som är angiven i
Figur 14. Pendeln får en initial rotationshastighet så att lårbenshuvudet når en hastighet av 3.4 m/s precis
innan islag. Alla tre underlagen representeras enligt tidigare beskrivning. For varje underlag räknas den
maximala kraften, varpå värdena normaliseras med avseende på den maximala kraften för vanlig asfalt.
Rotationscentrum
Figur 14. Modell av provutrustning och underlag i IHPRG pendelprov.
Den mjuka vävnaden runt höften visas som genomskinliga.
Den maximala kraften för var och en av de tre testade underlagen visas i Fel! Hittar inte referenskälla.,
tillsammans med de normaliserade värdena för simuleringarna av IHPRG pendelprov. Man ser igen att den
vanliga asfalten är den som har en sämre stötdämpandeförmåga, dvs den maximala kraften är den högsta.
Tabell 5. Maximal kraft och normaliserade värden för IHPRG pendelprov.
Vanlig asfalt
Asfalt A
Asfalt B
Maximal kraft [N]
4342
3613
2005
10
Normaliserat värde
1,00
0,83
0,46
Resultat
För att kunna jämföra de olika provmetoderna samlades de normaliserade värdena från alla
simuleringarna i en graf (Figur 15). Alla rangordnar vanlig asfalt som det underlag med sämst
stötdämpande förmåga, och asfalt B som det underlaget med bäst stötdämpandeförmåga. Standard EN–
1177 gav störst skillnad mellan normaliserade värden för de olika underlagen medan standard EN–14808
gav minst skillnad. IHPRG pendelprovet och humanmodellen hade liknande skillnader mellan värdena.
Figur 15. Normaliserade värden för alla prov.
Från experiment med unga vuxna har man kommit fram till att höftislaget hos en person som faller i sidled
varar i cirka 100 ms och når en kraft runt 4 kN när underlaget är ett stelt golv (betong) (Laing m.fl. 2006). I
Figur 16 visas kraft–tid grafen för alla prov när underlaget är betong och en referens kurva från litteraturen
(Robinovitch m.fl. 2009). Resultaten från IHPRG-pendelprovet når cirka 4 kN och varar i cirka 100 ms,
medan resultaten från standarder EN-1177 och EN-14808 når krafter >6 kN och varar <20 ms.
Figur 16. Kraft – tid graf för alla prov.
11
Diskussion
IHPRG-pendelprovet och humanmodellen rangordnar de tre olika underlagen på liknande sätt, och med
liknande relativa skillnader mellan underlagen, vid simuleringar av ett fall åt sidan. Detta tyder på att
pendelprovet kan användas för att utvärdera stötdämpandeförmågan hos olika underlag när en
gångtrafikant faller omkull åt sidan.
Resultatet från simuleringarna av standarden EN–1177 överskattar stötdämpandeförmågan hos Asfalt A
och Asfalt B jämfört med humanmodellen. Simuleringarna av standarden EN–14808 underskattar
stötdämpandeförmågan hos asfalt A och B jämfört med humanmodellen. Att den ena överskattar och den
andra underskattar stötdämpandeförmågan beror bland annat på den initiala kinetiska energin och
provutrustningens styvhet.
Simuleringarna av de två olika provstandarderna visade en initial kinetisk energi på <20 J. IHPRGpendelprovet hade en kinetisk energi av 177 J precis innan islaget (Tabell 6). Olika studier har visat att den
totala (hela kroppens) kinetiska energin innan höftislaget är 307 J (Robinovitch m.fl. 2004; Feldman &
Robinovitch 2007), men det är bara en andel av energin som påverkar höften. Den kinetiska energin som
påverkar höften är runt 190 J, enligt olika tester med unga vuxna (Robinovitch m.fl. 1991; Robinovitch m.fl.
1997). Energin i IHPRG-pendelprovet ligger närmare den uppmäta energin i höften enligt tester med unga
vuxna. Simuleringarna av EN–1177 har för lite initial kinetisk energi och provutrustningen är mycket
styvare jämfört med EN–14808 och IHPRG pendelprovet. Den ökade styvheten gör att krafterna mellan
huvudformen och underlagen är höga och då ökar deformationen på underlagen, vilket resulterar i större
relativa skillnader mellan olika underlag. Simuleringarna av standarden EN–14808 har för låg initial kinetisk
energi och en fjäder som begränsar den maximala kraften till ca 6,6 kN, vilket resulterar i att utrustningen
inte orkar deformera underlagen tillräckligt mycket, och därmed uppmäts mindre relativa skillnader
mellan underlagen.
Tabell 6. Kinetisk energi innan islag.
Energi [J]
4–18
11
177
EN–1177
EN–14808
IHPRG pendelprov
IHPRG pendelprov har inga publicerade geometrier på lårbenet och olika material på lårbenet har använts
i liknande prov. Några av materialen har varit kompositer och andra aluminium eller stål. I det här projektet
användes geometrin och materialet som ingår i humanmodellen. Det finns behov av att utvärdera
användningen av en förenklad geometri och ett robust material så att ett fysiskt pendelprov kan tillverkas.
En viktig lärdom från simuleringarna med pendelprovet är att den delen som representerar lårbenet och
den mjuka vävnaden kring höften bör inte ha så stor massa för att undvika för höga krafter i början av
kraft-tid kurvan (Figur 17). Figuren visar kraft–tid kurvan när lårbenet och mjuka vävnaden har en massa
runt 8 kg. Massan på den delen i det simulerade pendelprovet som används i rapporten är 3,5 kg. På en
mailkonversation uppskattade ingenjörerna på Simon Fraser University att lårbenet, mjukvävnaden och
lastcellen har en massa runt 1,5 kg i deras provutrustning.
12
5,0
Kraft, kN
4,0
3,0
2,0
1,0
0,0
0
200
400
600
800
1000
Tid, ms
Figur 17. Kraft – tid kurva med en tidig kraft höjning (röda cirkeln).
Det finns olika randvillkor som har använts för att hålla lårbenet på plats i olika provapparater. Laing
använde endast en skruv för att hålla fast lårbenet vid lårbenshuvudet (Laing & Robinovitch 2008) medan
andra har hållit lårbenet också vid knät och lagt effekten av muskelaktiveringen (Choi m.fl. 2014). Att
utvärdera randvillkoren för att hålla lårbenet på plats i en provutrustning är ett arbete som pågår på olika
institutioner. Med mer detaljerad provutrustning ökar också behovet av mer information om människan
som inte har studerats än, till exempel om aktiveringen som musklerna har när en gångtrafikant faller
omkull. En förenklad provutrustning skulle kunna utvecklas med informationen som redan finns om
människan, och ge användbara resultat.
Inga begränsningar i mätutrustningen har tagits med i simulationerna i projektet. Krafter och
accelerationer har beräknats utan att ta hänsyn till möjliga begränsningar i lastceller eller accelerometrar,
så som mätområde eller kapacitet.
Slutsatser
IHPRG-pendelprovet verkar ha bättre förutsättningar att representera en gångtrafikant som faller
omkull på marken än standarderna EN–1177 och EN–14808.
IHPRG-pendelprovet rangordnade stötdämpande förmågan hos tre olika underlag på samma sätt som
humanmodellen gjorde, dessutom med liknande relativa skillnader mellan de tre underlagen.
Som fortsättning till projektet föreslås att ta fram en förenklad geometri (istället för lårbenet) som kan
tillverkas i aluminium eller stål och utvärdera den.
13
Referenser
Adolfsson, L. 2010. “Fotgängarnas Singelolyckor - Ett Ouppmärksammat Problem.”
http://www.fot.se/pdf/Fotgangarnas_singelolyckor-ett_ouppmarksammat_problem.pdf.
Bouxsein, Mary L, Pawel Szulc, Fracoise Munoz, Erica Thrall, Elizabeth Sornay-Rendu, and Pierre D Delmas.
2007. “Contribution of Trochanteric Soft Tissues to Fall Force Estimates, the Factor of Risk, and
Prediction of Hip Fracture Risk.” Journal of Bone and Mineral Research : The Official Journal of the
American Society for Bone and Mineral Research 22 (6): 825–31. doi:10.1359/jbmr.070309.
Choi, W. J., P. A. Cripton, and S. N. Robinovitch. 2014. “Effects of Hip Abductor Muscle Forces and Knee
Boundary Conditions on Femoral Neck Stresses during Simulated Falls.” Osteoporosis International 26
(1): 291–301. doi:10.1007/s00198-014-2812-4.
Cooper, C., G. Campion, and L. J. Melton. 1992. “Hip Fractures in the Elderly: A World-Wide Projection.”
Osteoporosis International 2 (6): 285–89. doi:10.1007/BF01623184.
Cummings, Steven R., and L. Joseph Melton. 2002. “Osteoporosis I: Epidemiology and Outcomes of
Osteoporotic Fractures.” Lancet 359 (9319): 1761–67. doi:10.1016/S0140-6736(02)08657-9.
Derler, Siegfried, A. B. Spierings, and K. U. Schmitt. 2005. “Anatomical Hip Model for the Mechanical
Testing of Hip Protectors.” Medical Engineering and Physics 27 (6): 475–85.
doi:10.1016/j.medengphy.2005.02.001.
Elemance, LLC. 2015. “User Manual : M50 Pedestrian Simplified Version 1.3 for LS-DYNA.”
Feldman, Fabio, and Stephen N. Robinovitch. 2007. “Reducing Hip Fracture Risk during Sideways Falls:
Evidence in Young Adults of the Protective Effects of Impact to the Hands and Stepping.” Journal of
Biomechanics 40 (12): 2612–18. doi:10.1016/j.jbiomech.2007.01.019.
Gilchrist, Seth, Pierre Guy, and Peter a Cripton. 2013. “Development of an Inertia-Driven Model of
Sideways Fall for Detailed Study of Femur Fracture Mechanics.” Journal of Biomechanical Engineering
135 (12): 121001. doi:10.1115/1.4025390.
Gullberg, B., O. Johnell, and J. A. Kanis. 1997. “World-Wide Projections for Hip Fracture.” Osteoporosis
International 7 (5): 407–13. doi:10.1007/PL00004148.
Haentjens, Patrick, Jay Magaziner, Cathleen S. Colón-Emeric, Dirk Vanderschueren, Koen Milisen, Brigitte
Velkeniers, and Steven Boonen. 2010. “Meta-Analysis: Excess Mortality after Hip Fracture among Older
Women and Men.” Annals of Internal Medicine. doi:10.7326/0003-4819-152-6-201003160-00008.
Hallquist, John O. 2006. “LS-Dyna Theory Manual.” Livermore, California, United States.
Kannus, P., J. Parkkari, and J. Poutala. 1999. “Comparison of Force Attenuation Properties of Four Different
Hip Protectors under Simulated Falling Conditions in the Elderly: An in Vitro Biomechanical Study.” Bone
25 (2): 229–35. doi:10.1016/S8756-3282(99)00154-4.
Keyak, J. H., S. A. Rossi, K. A. Jones, C. M. Les, and H. B. Skinner. 2001. “Prediction of Fracture Location in
the Proximal Femur Using Finite Element Models.” Medical Engineering and Physics 23 (9): 657–64.
doi:10.1016/S1350-4533(01)00094-7.
Keyak, Joyce H, Stephen A Rossi, Kimberly A Jones, and Harry B Skinner. 1997. “Prediction of Femoral
Fracture Load Using Automated Finite Element Modelling.” J Biomech 31 (2): 125–33.
doi:10.1016/S0021-9290(97)00123-1.
Laing, Andrew C, and Stephen N Robinovitch. 2008. “The Force Attenuation Provided by Hip Protectors
Depends on Impact Velocity, Pelvic Size, and Soft Tissue Stiffness.” Journal of Biomechanical
Engineering 130 (6): 61005. doi:10.1115/1.2979867.
14
Laing, A. C., Tootoonchi, I., Hulme, P. A., & Robinovitch, S. N. (2006). Effect of compliant flooring on impact
force during falls on the hip. Journal of Orthopaedic Research, 24(7), 1405–1411.
doi:10.1002/jor.20172
Maki, B. E., and G. R. Fernie. 1990. “Impact Attenuation of Floor Coverings in Simulated Falling Accidents.”
Applied Ergonomics 21 (2): 107–14. doi:10.1016/0003-6870(90)90132-H.
Mills, N J. 1996. “The Biomechanics of Hip Protectors.” Proceedings of the Institution of Mechanical
Engineers. Part H, Journal of Engineering in Medicine 210 (4): 259–66. doi:10.1243/PIME.
Minns, Julian, Carole Dodd, Rita Gardner, James Bamford, and Farhad Nabhani. 2004. “Assessing the Safety
and Effectiveness of Hip Protectors.” Nursing Standard (Royal College of Nursing (Great Britain) : 1987)
18 (39): 33–38. http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/15214118.
Minns, R. J., A. M. Marsh, A. Chuck, and J. Todd. 2007. “Are Hip Protectors Correctly Positioned in Use?”
Age and Ageing 36 (2): 140–44. doi:10.1093/ageing/afl186.
MSB. 2011. “No Title.” https://www.msb.se/Templates/Pages/NewsPage.aspx?id=7005&epslanguage=sv.
Nabhani, Farhad, and James S. Bamford. 2004. “Impact Properties of Floor Coverings and Their Role during
Simulated Hip Fractures.” Journal of Materials Processing Technology 153–154 (1–3): 139–44.
doi:10.1016/j.jmatprotec.2004.04.211.
Nevitt, MC, and Steven R. Cummings. 1993. “Type of Fall and Risk of Hip and Wrist Fractures: The Study of
Osteoporotic Fractures.” Journal of the American Geriatrics Society 41 (11): 1226–34.
Nielson, Carrie M., Mary L. Bouxsein, Sinara S. Freitas, Kristine E. Ensrud, and Eric S. Orwoll. 2009.
“Trochanteric Soft Tissue Thickness and Hip Fracture in Older Men.” Journal of Clinical Endocrinology
and Metabolism 94 (2): 491–96. doi:10.1210/jc.2008-1640.
Nuss, Fredric, Roberto Puppini, Francesco Cappellino, Maja Wolkenstein, Gian Antonio D’Addetta, Jorge
Huarcaya, Jens Weber, m.fl. 2015. “Generic Safety Solutions and Design Candidates Evaluated with the
Advanced Methodology for Pedestrian Safety, SafeEV Deliverable D 4.1.”
Nydegger, V., R. Rizzoli, C. H. Rapin, H. Vasey, and J. Ph Bonjour. 1991. “Epidemiology of Fractures of the
Proximal Femur in Geneva: Incidence, Clinical and Social Aspects.” Osteoporosis International 2 (1): 42–
47. doi:10.1007/BF01627078.
Parkkari, J., P. Kannus, A. Palvanen, A. Natri, J. Vainio, H. Aho, I. Vuori, and M. Järvinen. 1999. “Majority of
Hip Fractures Occur as a Result of a Fall and Impact on the Greater Trochanter of the Femur: A
Prospective Controlled Hip Fracture Study with 206 Consecutive Patients.” Calcif Tissue Int 65 (3): 183–
87.
Rikshöft. 2013. “Rikshöft - Årsrapport 2013.”
http://rikshoft.se/wpcontent/uploads/2013/07/%C3%85rsrapport-RIKSH%C3%96FT-2013.pdf.
Robinovitch, S. N., S. L. Evans, J. Minns, A. C. Laing, P. Kannus, P. A. Cripton, S. Derler, m.fl. 2009. “Hip
Protectors: Recommendations for Biomechanical Testing-an International Consensus Statement (Part
I).” Osteoporosis International 20 (12): 1977–88. doi:10.1007/s00198-009-1045-4.
Robinovitch, S N, W C Hayes, and T A McMahon. 1991. “Prediction of Femoral Impact Forces in Falls on
the Hip.” Journal of Biomechanical Engineering 113 (4): 366–74. doi:10.1115/1.2895414.
Robinovitch, S N, W C Hayes, and T a McMahon. 1995. “Energy-Shunting Hip Padding System Attenuates
Femoral Impact Force in a Simulated Fall.” J. Biomech. Engg. 117 (November): 409–13.
doi:10.1115/1.2794200.
Robinovitch, Stephen N., Rebecca Brumer, and Jessica Maurer. 2004. “Effect of The ‘squat Protective
Response’ on Impact Velocity during Backward Falls.” Journal of Biomechanics 37 (9): 1329–37.
doi:10.1016/j.jbiomech.2003.12.015.
15
Robinovitch, Stephen N., Wilson C. Hayes, and Thomas A. McMahon. 1997. “Distribution of Contact Force
during Impact to the Hip.” Annals of Biomedical Engineering 25 (3): 499–508. doi:10.1007/BF02684190.
Svensk Standard. 2006. “SS-EN 14808:2005 Golvmaterial – Sportbeläggningar – Bestämning Av
Stötdämpande Förmåga Surfaces for Sports Areas – Determination of Shock Absorption.” Stockholm,
Sweden: Swedish Standards Institute.
———. 2008. “SS-EN 1177:2008 Lekredskap – Stötdämpande Underlag För Lekplatsens Ytbeläggning –
Bestämning Av Kritisk Fallhöjd.” Stockholm, Sweden: Swedish Standards Institute.
The Mathworks Inc. 2013. “MATLAB Release 2013b.” Natick, Massachussets, United States.
Untaroiu, Costin D., Neng Yue, and Jaeho Shin. 2013. “A Finite Element Model of the Lower Limb for
Simulating Automotive Impacts.” Annals of Biomedical Engineering 41 (3): 513–26.
doi:10.1007/s10439-012-0687-0.
van Schoor, N. M., A. J. van der Veen, L. A. Schaap, T. H. Smit, and P. Lips. 2006. “Biomechanical Comparison
of Hard and Soft Hip Protectors, and the Influence of Soft Tissue.” Bone 39 (2): 401–7.
doi:10.1016/j.bone.2006.01.156.
Vavalle, Nicholas A., Matthew L. Davis, Joel D. Stitzel, and F. Scott Gayzik. 2015. “Quantitative Validation
of a Human Body Finite Element Model Using Rigid Body Impacts.” Annals of Biomedical Engineering
43 (9): 2163–74. doi:10.1007/s10439-015-1286-7.
Vavalle, Nicholas A., B C Jelen, D P Moreno, J D Stitzel, and F S Gayzik. 2013. “An Evaluation of Objective
Rating Methods for Full-Body Finite Element Model Comparison to PMHS Tests.” Journal Article. Traffic
Injury Prevention 14: S87–94. doi:Doi 10.1080/15389588.2013.802777.
Versace, John. 1971. “A Review of the Severity Index.” Stapp Car Crash Conference 15: 771–96.
doi:10.4271/710881.
Wolinsky, Fredric D., John F. Fitzgerald, and Timothy E. Stump. 1997. “The Effect of HIP Fracture on
Mortality, Hospitalization, and Functional Status: A Prospective Study.” American Journal of Public
Health 87 (3): 398–403. doi:10.2105/AJPH.87.3.398.
16
Lista – Figurer
Figur 1. Antal höftfrakturer per 100 000 invånare och år i Schweiz (Nydegger m.fl. 1991). ....................... 1
Figur 2. Skadornas fördelning över olika kroppsdelar. .............................................................................. 2
Figur 3. Relativ fatalitetsrisk tiden efter höftfraktur ................................................................................. 2
Figur 4. Global Human Body Model Consortium (GHBMC) modell i en fotgängares position .................... 3
Figur 5. Kraft och deformation kurvor på höftislag (baserad på Vavalle m.fl. 2015). ................................. 4
Figur 6. Skiss på utrustning som används i standard EN–1177:2008. ........................................................ 5
Figur 7. Skiss på utrustning som används i standard EN–14808:2005. ...................................................... 5
Figur 8. Exempel på pendeltest ................................................................................................................ 6
Figur 9. Exempel på fallrigg ...................................................................................................................... 6
Figur 10. Skiss på pendelprovet................................................................................................................ 7
Figur 11. Humanmodellen i ett fall i sidled. .............................................................................................. 8
Figur 12. Modell av provutrustning och underlag i standard EN1177:2008. .............................................. 9
Figur 13. Modell av provutrustning och underlag i standard EN-14808:2005 ............................................ 9
Figur 14. Modell av provutrustning och underlag i IHPRG pendelprov .................................................... 10
Figur 15. Normaliserade värden för alla prov. ........................................................................................ 11
Figur 16. Kraft – tid graf för alla prov. .................................................................................................... 11
Figur 17. Kraft – tid kurva med en tidig kraft höjning (röda cirkeln). ....................................................... 13
Lista – Tabeller
Tabell 1. Materialegenskaper för vanlig asfalt, asfalt A och asfalt B. ......................................................... 4
Tabell 2. Maximal kraft och normaliserade värden för referensprov humanmodell. ................................. 8
Tabell 3. Kritisk fallhöjd och normaliserade värden för standard EN-1177:2008. ...................................... 9
Tabell 4. Maximal kraft och normaliserade värden för standard EN-14808:2005. ................................... 10
Tabell 5. Maximal kraft och normaliserade värden för IHPRG pendelprov. ............................................. 10
Tabell 6. Kinetisk energi innan islag ....................................................................................................... 12
17
