Universidad Nacional de San Juan

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1 Universidad Nacional de San Juan Facultad de Ingeniería Departamento de Electrónica, Automática y Bioingeniería Carrera de Bioingeniería Asignatura Biomecánica Unidad Nº 4: Biomecánica de Materiales Biológicos Esp. Bioing. Carina V. Herrera Dra. Ing. Silvia E. Rodrigo 2018

2 UNIDAD 4: BIOMECÁNICA DE MATERIALES BIOLÓGICOS Biomecánica de tejidos duros y blandos. Modelos biomecánicos de materiales elásticos y viscoelásticos. Ecuaciones constitutivas de los materiales biológicos. Aplicación a la Biomecánica de Impacto.

3 Biomecánica de Lesión o de Impacto Una lesión en el cuerpo humano puede ser causada por diferentes situaciones de carga, de tipo: mecánica química térmica eléctrica. En particular, la biomecánica de lesión (injury biomechanics) estudia el efecto de la aplicación sobre el cuerpo humano de cargas mecánicas de impacto. De ahí que se conozca también como biomecánica de impacto (impact biomechanics).

4 Entre los principales objetivos de la biomecánica de impacto, figuran: 1 ) comprender el proceso de daño provocado sobre el cuerpo humano, 2 ) desarrollar formas de reducir o eliminar el daño estructural o funcional del cuerpo humano que puede ocurrir como consecuencia del impacto. Prueba de un dummy en un trineo de desaceleración (invertido) para simulación de apertura de airbags (20g).

5 1º Objetivo de la Biomecánica de Impacto 1) Para comprender el proceso de daño sobre el cuerpo humano provocado por cargas mecánicas, se requiere: 1a) Identificar y definir los mecanismos de lesión por impacto. 1b) Cuantificar la respuesta de los tejidos y sistemas biológicos para un rango de condiciones de impacto. 1c) Determinar el nivel de tolerancia (umbral) para el cual la recuperación de los tejidos es irreversible (criterios de lesión).

6 1a) Identificar y definir los mecanismos de lesión por impacto En la secuencia de un accidente, el cuerpo humano queda expuesto a un determinado nivel de carga mecánica: Las medidas de prevención de la lesión (airbags, cinturones de seguridad, apoyacabezas, etc.) atenúan el valor de las cargas transmitidas a los ocupantes del vehículo, con el fin de lograr que la respuesta biomecánica de los tejidos biológicos esté por debajo de los niveles máximos de tolerancia (previo a la lesión). Se relaciona con el 2 objetivo de la Biomecánica de Lesión. medidas de prevención de lesión Niveles de tolerancia de tejidos accidente carga mecánica respuesta biomecánica mecanismo de lesión Si se superan los niveles de tolerancia al daño de los tejidos, puede generarse un mecanismo de lesión dado, que conducirá a la aparición de la lesión propiamente dicha. lesión Interacción carga-lesión

7 En el contexto de la biomecánica de lesión, se definen: Respuesta Biomecánica: cualquier cambio en el tiempo de la posición (movimiento) o forma (debido a deformación) de una región o tejido del cuerpo humano al aplicarse una fuerza de impacto, así como cualquier cambio fisiológico relacionado con estos cambios mecánicos (por ej., cambio de reflejos, torceduras, dolores de cabeza). Una respuesta biomecánica no necesariamente provoca lesiones. Mecanismo de Lesión: es el proceso por el cual resulta la lesión, (por ej., cuando la respuesta biomecánica provoca deformaciones en el sistema biológico que van más allá del límite de recuperación o de tolerancia, provocando una alteración de las estructuras o funciones anatómicas del cuerpo humano).

8 En función de los efectos sobre el cuerpo humano y sus tejidos, generalmente se realiza una distinción entre lesiones penetrantes o no penetrantes. Las lesiones penetrantes son causadas por proyectiles a alta velocidad o por objetos afilados que se mueven con menor velocidad. En este tipo de lesión, la energía de impacto está concentrada en un área pequeña y se considera igual a la energía cinética determinada por efecto de una colisión.

9 En las lesiones no penetrantes las cargas habitualmente actúan sobre un área de contacto amplia, resultado del impacto con objetos no puntiagudos. La respuesta mecánica de los tejidos en el área de contacto afectará la distribución de carga dentro de la región del cuerpo involucrada. Los huesos tales como las costillas y el cráneo protegen los órganos vitales, absorbiendo parte de la energía de impacto. El daño sobre las estructuras anatómicas se producirá si los esfuerzos de extensión, compresión o corte de los tejidos exceden el límite de tolerancia o el rango fisiológico de excursión angular de las distintas articulaciones.del cuerpo humano.

10 Por ejemplo, puede producirse una lesión articular cuando por efecto de una fuerza de impacto a que ha sido sometida, se supera el rango fisiológico de movimiento (por ej., la excursión angular del sistema cabeza-cuello: Articulación Tipo de Movimiento Representación Rotación (grados) Flexión 60 Rangos fisiológicos de excursión angular de cuello-cabeza. Cabeza-Cuello-Torso Hiperextensión Flexión Lateral Rotación 78

11 Ejemplo de colisión por alcance: Una consecuencia típica de los impactos posteriores a baja velocidad (colisión por alcance) es un traumatismo en el cuello del ocupante del vehículo alcanzado, denominado esguince cervical, contractura cervical, contusión cervical, distensión cervical, síndrome cervical postraumático o latigazo cervical, conocido en inglés como «whiplash». El mecanismo de lesión asociado al latigazo cervical se caracteriza por un movimiento forzado de la columna cervical que consiste en una flexión seguida por una extensión, que superan los límites fisiológicos.

12 Wiplash Para comprender el mecanismo de lesión en este tipo de colisión, se aplica la 1 ley de Newton: «Todo cuerpo persiste en su estado de reposo o de movimiento uniforme y rectilíneo a no ser que sea obligado a cambiar su estado por fuerzas que actúan sobre él». Si el vehículo 2 impacta en la parte posterior del vehículo 1 (que se encuentra detenido o con movimiento uniforme), éste se verá acelerado hacia adelante y transmitirá una aceleración proporcional al tronco del ocupante a través del asiento del automóvil en donde se encuentra sentado (fig.3 ). Figura 3: Estado posterior a la colisión de los vehículos

13 Como sobre la cabeza no actúa ninguna fuerza, tras aplicar la 1 ley de Newton tenderá a permanecer en el mismo sitio, a la vez que el torso se ve acelerado hacia delante por la fuerza que actúa sobre el asiento. Como consecuencia de esta diferencia de fuerzas, se produce un movimiento relativo entre torso y cuello (traslación inicial de la cabeza respecto al tórax, que forma la S del cuello) que se traduce en un cizallamiento relativo entre la posición de la vértebra C1 y C7. Este movimiento es seguido por una hiperextensión forzada, potencialmente limitada por el reposacabezas del vehículo. Posteriormente y dependiendo de diversos factores se produce una hiperflexión del cuello. La combinación de hiperextensión e hiperflexión del cuello es lo que se conoce como wiplash. Wiplash es un mecanismo de aceleración desaceleración de la transferencia de energía al cuello. Pudiendo ser producido por un impacto trasero o lateral del vehículo, de un zambullido u otro tipo de accidente. Este impacto puede resultar en lesiones óseas o de tejido blando (lesión por latigazo cervical) conduciendo a una variedad de manifestaciones clínicas.

14 Otra forma de describir el mecanismo de lesión del cuello en una colisión por alcance es la siguiente:

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20 1b) Cuantificar la respuesta de los tejidos biológicos para un rango de condiciones de impacto. Para esto se utilizan distintos modelos del cuerpo humano, que permiten evaluar: - su respuesta dinámica al impacto bajo condiciones de carga extremas, - los mecanismos de lesión de los tejidos y su tolerancia máxima, previo a la lesión.

21 Modelos de Análisis Utilizados: Voluntarios humanos. Cadáveres humanos. Animales. Modelos mecánicos (maniquies o dummies). Modelos matemáticos (cuerpos múltiples, elementos finitos).

22 Modelos mecánicos (maniquies, dummies)

23 Modelos matemáticos (cuerpos múltiples, elementos finitos)

24 Respuesta de los tejidos biológicos a fuerzas de impacto: análisis desde la Mecánica de Materiales En términos generales, los tejidos biológicos se dividen en tejidos duros y tejidos blandos. Entre los primeros se distinguen los tejidos esqueléticos (óseo, articular y cartilaginoso), que básicamente se comportan como materiales elásticos con mayores altos módulos de rigidez. Se designa como tejido blando al epitelial, conectivo, muscular y nervioso. Tienen propiedades elásticas (pasivas) y contráctiles (activas), con módulos de rigidez menores a los de los tejidos duros.

25 Entre las características primordiales de los tejidos biológicos, figuran: Capacidad de auto-reparación y auto-adaptación a condiciones variables de operación. La mayoría de éstos tiene propiedades viscoelásticas. Materiales compuestos con propiedades no-homogéneas y anisotrópicas, diferenciándose entre sí por la participación de componentes pasivos o activos.

26 Se definen: Las propiedades mecánicas de los materiales se evalúan en términos - Esfuerzo normal, (N/m 2 ): es la fuerza perpendicular a la superficie, por unidad de área la relación que actúa entre sobre las el material fuerzas considerado. aplicadas sobre éstos y las deformaciones resultantes. -Deformación, : es el cambio de forma que se produce en el material por efecto de las fuerzas aplicadas. F F F F A l o l Dl= l- l o = F / A; = Dl / l 0 = l l 0 / l 0

27 - Esfuerzo tangencial o de corte, (N/m 2 ): es la fuerza paralela a la superficie por unidad de área que actúa sobre el material considerado. - Deformación por corte, : es el desplazamiento en dirección horizontal respecto de la vertical. F t Dy l o = F t /A l o Dx = Δx / Δy,. = Δx Δy Δt

28 l 2 F F Dl a = l 3 - l 2 l o Dl l = l 1 - l o Razón de Poisson: = l 3 - l 2 = - /

29 Figura: Diferentes tipos de deformaciones en un material: a) estiramiento; b) flexión; c) torsión; d) por corte.

30 Desde el punto de vista de la mecánica de materiales, los tejidos biológicos se comportan de manera semejante a los materiales comunes bajo el efecto de las cargas aplicadas. En términos generales, los materiales elásticos, plásticos y viscoelásticos se diferencian por su comportamiento bajo carga y descarga. Región plástica Región elástica Curvas de carga y descarga para un material. Diagrama Diagrama esfuerzo-deformación - las fibras para un de material elastina, bajo de colágeno carga. y su combinación.

31 Esfuerzo combinación elastina colágeno Deformación Diagrama - de las fibras de elastina, de colágeno y su combinación.

32 σ (MPa) σ Carga rápida (alta έ) ε Diagrama σ ε para hueso cortical humano cargado en la dirección longitudinal έ = 0.05 s -1 (en la vida diaria έ = 0.01 s -1 ). Carga lenta (baja έ) Dependencia de las curvas σ ε respecto de έ para hueso cortical. ε

33 σ Carga longitudinal Carga transversal Dependencia de las curvas σ ε respecto de la dirección de las cargas aplicadas. ε x: ultimate tensile strength (UTS), es el esfuerzo al cual ocurre el necking o punto de fractura.

34 Propiedades mecánicas del tejido óseo en dirección longitudinal: Cortical Esponjoso Módulo elástico estiram. (E, GPa) Resist. estiramiento(uts, MPa) Resist. compresión (UTS, MPa) 193 Resist. corte (UTS, MPa) 68 Resistencia (punto yield, MPa) Deformación en la fractura (%) Propiedades mecánicas del tejido óseo en dirección transversal: Cortical Módulo elástico transversal (E, GPa) 11.5 El módulo elástico de estiramiento E y la Resist. estiramiento(uts, MPa) 51 resistencia al estiramiento UTS del hueso es Resist. compresión (UTS, MPa) 133 menor al 5 y 10% respectivamente, del Módulo de corte (G, GPa) 3.3 correspondiente al acero inoxidable.

35 Si los tejidos se deforman más allá de su resistencia (al estiramiento, a la compresión o al corte), quedan con una deformación permanente de su estructura que puede provocar cambio funcionales (por ej., deformación del tejido cerebral debido a un impacto en la cabeza, o deformación del tórax en caso de un impacto con el volante). Como consecuencia de esto, pueden darse los siguientes mecanismos de lesión no penetrantes:

36 Principales mecanismos de lesión no penetrante Por compresión: La compresión del cuerpo humano causa lesiones si los límites de tolerancia elástica son excedidos. Puede ocurrir lesión debido a deformación lenta del cuerpo (aplastamiento) o por impactos a altas velocidades. Por cargas impulsivas: Mecanismo de lesión caracterizado por la aplicación de cargas de magnitud considerable aplicadas en intervalos de tiempo muy reducidos. Se produce una propagación de ondas de choque que derivan en lesiones internas si las tolerancias viscoelásticas son excedidas. Por inercia: Las aceleraciones elevadas causan ruptura de los tejidos y estructuras internas debido a los efectos inerciales (por ej., lesiones aórticas o cerebrales).

37 Los mecanismos de lesión corresponden en el accidente de tráfico a uno de los cinco siguientes, bien sean solos o combinados: Flexión: Suele producir fracturas transversales. Extensión: Puede producir también fracturas transversales y/o luxaciones articulares. Tracción: Suele producir desgarros cutáneos, musculares, luxaciones, etc. Compresión: Se debe a la aplicación de una fuerza en sentido longitudinal, tal como se produce en el esguince cervical o latigazo cervical. Es un mecanismo que explica las fracturas por estallido de cuerpo vertebral. Torsión: Suele producir fracturas espiroideas. Caso típico del esquiador, cuyo esquí queda atrapado fijo, produciéndose un giro brusco de su cuerpo sobre la pierna que actúa de eje.

38 Para elementos lineales perpendiculares tipo barra, el momento flector se define como una función a lo largo del eje neutro del elemento, donde "x" representa la longitud a lo largo de dicho eje. El momento flector así definido, dadas las condiciones de equilibrio, coincide con la resultante de fuerzas de todas las fuerzas situadas a uno de los dos lados de la sección en equilibrio en la que pretendemos calcular el momento flector. Debido a que un elemento puede estar sujeto a varias fuerzas, cargas distribuidas y momentos, el diagrama de momento flector varía a lo largo del mismo. Asimismo las cargas estarán completadas en secciones y divididas por tramos de secciones. En una pieza de plano medio, si se conoce el desplazamiento vertical del eje baricéntrico sobre dicho plano el momento flector puede calcularse a partir de la ecuación de la curva elástica:

39 Modelo Cinemático Cabeza-Cuello (Head-Neck Complex) Distintos investigadores han realizado estudios para analizar el efecto que producen las cargas de extensión-flexión sobre el complejo cabeza-cuello durante una colisión por alcance. A partir de este análisis se define un modelo dividido en 3 etapas: Modelo de deformación del cuello y diagrama de fuerzas y momentos para las 3 etapas de un impacto trasero. 1 Etapa: Aquí se presenta una deformación flexural junto con una pérdida de lordosis cervical. Después, las espinas cervicales superior e inferior se someten a un momento de flexión. La fuerza de corte se transmite inicialmente a través de los niveles inferiores y, finalmente, a través de los niveles superiores, pero no llega al extremo superior de la columna cervical. La fuerza axial cambia de compresión a tracción.

40 2 Etapa: La columna cervical asume una curva en forma de S a medida que las vértebras inferiores comienzan a extenderse y gradualmente hacen que las vértebras superiores se extiendan. Un momento de extensión actúa en las vértebras inferiores, mientras que un momento de flexión lo hace en los niveles superiores. Las fuerzas de corte están actuando en todos los niveles junto con una fuerza axial de tracción. 3 Etapa: En esta etapa final, todo el cuello está en extensión debido a prolongaciones de extensión en ambos extremos. Las regiones más posteriores de la articulación se comprimen más que las regiones más anteriores, mostrando un mecanismo de "pellizco". Modelo de deformación del cuello y diagrama de fuerzas y momentos para las 3 etapas de un impacto trasero.

41 Las mismas pruebas se realizaron en voluntarios sentados en un trineo para simular la aceleración del impacto trasero del automóvil. Se usó una velocidad de impacto de 8 km / h para estudiar la cinemática de cabeza-cuello-torso y las respuestas de la columna cervical. Voluntario sentado en un trineo de prueba. Pulso de aceleración generado, Fuerzas de corte, axial y momento del cóndilo occipital.

42 Acá se divide el movimiento y la respuesta de cabeza-cuello-torso en cuatro fases: 1 Fase: El trineo se pone en movimiento, no hay movimiento cervical. 2 Fase: El torso se mueve hacia arriba, paralelo a la inclinación del asiento, causando la compresión axial de la columna cervical debido a la inercia de la cabeza, que alcanza un máximo. La cabeza permanece estacionaria debido a la inercia, con una ligera flexión inicial; C6 rota antes en extensión que los segmentos vertebrales superiores (C3, C4 y C5), las vértebras del cuello asumen una forma de "S" con la región superior en flexión y la región inferior en extensión.

43 3 Fase: El trineo reduce la velocidad de los rebotes del torso y avanza con una rotación hacia atrás; la fuerza axial del cuello disminuye mientras que la fuerza cortante alcanza un pico (120ms). La cabeza comienza a rotar en extensión y la columna cervical se mueve en alineación en extensión. 4 Fase: El torso se mueve hacia adelante y abajo, la rotación de la cabeza y el cuello alcanza la extensión completa y las fuerzas de cizallamiento y axial en el cuello disminuyen.

44 Para analizar las fuerzas de compresión del cuello, se evaluaron especímenes de vertebras cervicales, sometiéndolas a diferentes valores de fuerzas y se registraron las deformaciones. Los datos indican que a nivel C5-C6 una fuerza de cizalladura de 22.5 N sin pre- compresión produce una deflexión de 2.5 mm y una fuerza corte de aproximadamente 10 N con la pre-compresión axial de N produjo una deflexión de 3.5 mm. Un análisis más detallado muestra que los valores de rigidez de corte se reducen significativamente con el aumento de las fuerzas de compresión axial.

45 Criterio de Lesión de Cuello N ij Se propuso este criterio para evaluar lesiones de cuello AIS 2+ (que normalmente no se clasifican como "lesiones de latigazo cervical") en impactos frontales, incluidos aquellos con despliegue de airbag. El N ij se basa en el análisis dimensional de la carga en el cuello. Combina los efectos de la fuerza y el momento medidos en los cóndilos occipitales se basan en los niveles de tolerancia para la compresión axial y el momento de flexión. donde F z representa la fuerza axial y M y representa el momento de flexión / extensión de flexión. El índice "int" proporciona un valor de interceptación crítico para la carga y el momento, respectivamente. Los valores de intercepción para el percentil 50 del híbrido III masculino se proponen como F int (tensión) = F int (compresión) = 4500 N, M int (flexión) = 310 N m y F int (extensión) = 125 N m.

46 Criterio N km Este criterio se propuso para evaluar lesiones en el cuello en impactos posteriores. Es una combinación de momentos y fuerzas de corte. donde F x representa la fuerza de corte y M y el momento de flexión / extensión. El índice "int" da un valor crítico de intercepción para la carga y el momento. Los valores de intersección para el percentil 50 del híbrido III masculino donde F int (anterior) = F int (posterior) = 845N, M int (flexión) = 88.1 N m, y M int (extensión) = 47.5 N m. El umbral para los niveles de lesión basados en N km es 1. Se ha demostrado que N km varía según el maniquí utilizado en la prueba.

47 H:\Biomecánica de Impacto\euro-ncap-spreadsheet-v xlsm

48 particular. 1c) Determinar el nivel de tolerancia (umbral) de los tejidos y definir los criterios de lesión Los criterios de lesión (injury criteria) o criterios biomecánicos son parámetros físicos que se evalúan para correlacionarlos con la gravedad de las lesiones en la región del cuerpo que ha sido sometida a un impacto. Los parámetros físicos más frecuentemente utilizados son aquellos que pueden medirse con cierta facilidad (tales como aceleraciones, gradientes de velocidad, fuerzas, momentos, deflexiones) durante pruebas realizadas con los tipos de modelos del cuerpo humano mencionados. Para cada criterio, se definen conjuntamente niveles de tolerancia, que corresponden a los niveles máximos para un parámetro dado, a partir de los cuales habrá un índice de lesión

49 La Escala Abreviada de Lesiones (AIS) es un sistema de codificación basado en la anatomía creado por la Asociación para el Avance de la Medicina Automotriz, para clasificar y describir la gravedad de las lesiones que se producen como consecuencia de fuerzas de impacto. En lugar de evaluar de manera integral la severidad de la lesión, el AIS proporciona un valor estadístico que representa la probabilidad de amenaza a la vida que ocasiona la lesión producida. AIS es una de las escalas anatómicas más comunes para lesiones traumáticas. La primera versión de la escala se publicó en 1969, con actualizaciones importantes hasta 2015.

50 Entre las escalas desarrolladas para correlacionar los ensayos de laboratorio con los daños sufridos por las personas en accidentes de tráfico, una de las más extendidas a nivel mundial es la AIS (Abbreviated Injury Scale), que estima según su valor la probabilidad de lesiones en cada parte afectada del cuerpo humano. La escala permite también estimar el porcentaje de fatalidad y los costos de atención médica asociados a su valor. AIS Código de severidad 0 sin daño 1 daño menor 2 moderado 3 serio 4 severo 5 crítico 6 máximo daño 9 desconocido

51 La siguiente tabla muestra la relación entre el valor del AIS (Abbreviated Injury Scale) y la probabilidad del efecto de daño sobre distintas regiones del cuerpo humano.

52 En la versión 2015 de la escala AIS, el puntaje describe tres aspectos de la lesión: Tipo Ubicación Gravedad En la última versión de la escala, se utilizan 7 números escritos como: 12 (34) (56)7, en donde cada número significa: 1- región del cuerpo; 2- tipo de estructura anatómica; 3 y 4-estructura anatómica específica; 5 y 6- nivel; 7- gravedad del puntaje. Más detalles en :

53 En particular, la relación entre el valor de AIS, el porcentaje de fatalidad y la probabilidad de daño en la cabeza es la siguiente: AIS Descripción de la lesión % muertos entre heridos Daño en la cabeza 0 Sin lesión Menor (puede no requerir tratamiento profesional) 0.0 Dolor de cabeza 2 Inconsciente menos de 1 Moderado (Casi siempre requiere 0.1 hora (Fractura de cráneo, tratamiento profesional) daño cerebral) Serio (Requiere hospitalización y, potencialmente, invalidez, normalmente no amenaza la vida) Severo (Existe amenaza de muerte o invalidez permanente, es probable la supervivencia) Crítico (Normalmente requiere tratamiento médico intensivo, la supervivencia es incierta) Máximo (Intratable, virtualmente insalvable) Inconsciente de 1-6 horas (Daño cerebral irreparable) Inconsciente de 6-24 horas (Daño cerebral irreparable, hematoma) Inconsciente más de 24 horas. Gran hematoma 100 -

54 Criterios de Lesión y Niveles de Tolerancia para la Cabeza El parámetro más utilizado es la aceleración. Por lo tanto, el nivel de tolerancia para los distintos tejidos de la cabeza se expresa en términos de este parámetro. El primer criterio de lesión de la cabeza, conocido como la Curva de Tolerancia de Wayne (WTSC, 1960), está basado en datos de cadáveres y se modificó luego, según información sobre animales y voluntarios.

55 El WSTC se construye en base a la relación inversa entre aceleración y tiempo de aplicación en un impacto frontal. Incluso para tiempos muy cortos, existe un límite fijado por el WSTC, por encima del cual hay una gran probabilidad de lesión en el cerebro.

56 Cuando la curva se grafica en una escala logarítmica, se convierte en línea recta con una pendiente de Esta pendiente fue usada por Gadd (1961) como un exponente en un índice conocido como el Índice de Severidad de Gadd o GSI (de sus siglas en inglés para Gadd Severity Index): GSI T 0 a( t) 2.5 dt 2.5ms T 50ms donde a (g) es la aceleración instantánea de la cabeza y T es la duración del pulso medido en segundos. Si GSI > 1000, (en el impacto directo) o 1500 (sin impacto directo), es de esperar lesiones graves en la cabeza.

57 Una forma modificada del GSI, conocido por sus siglas en inglés HIC (Head Injury Criterion), fue propuesto en 1970 para identificar la parte más perjudicial del pulso de aceleración, encontrando el máximo valor de la siguiente integral: HIC ( t 2 t 1 ) ( t 2 t 1 ) 1 t t 1 2 a( t) dt 2.5 máx donde a(t) es la aceleración instantánea resultante de la cabeza, y t 2 -t 1 es el intervalo de tiempo en el cual existe un pico de aceleración de al menos 3 ms. Este criterio de lesión de la cabeza se usa como un indicador tanto para las fracturas en la cabeza, como para determinar el daño en el cerebro.

58 El valor del HIC suele medirse en un intervalo de tiempo que suele ser de 15 ms ó 36 ms, considerando que de acuerdo a la experiencia, mayores tiempos de deceleración no incrementan el riesgo de lesión. El resultado del HIC se expresa generalmente como un valor adimensional pero su unidad es s g 2.5. Su límite de tolerancia se encuentra regulado por diversas normas nacionales e internacionales y viene dado, al igual que el GSI, por HIC<1000. Este valor contabiliza únicamente los movimientos de traslación de la cabeza, sin incluir los efectos de la rotación, que también pueden ser de gran importancia. Una severa pero no mortal lesión se hubiera producido si el HIC alcanzara o excediera el valor de 1000.

59 Aceleración [G] Ejemplo de simulación de colisión frontal con y sin cinturón de seguridad: 150 Sin cinturón de seguridad Con cinturón de seguridad Aceleración de la Cabeza Tiempo [s] Curvas de aceleración lineal de la cabeza.

60 El valor del HIC se determinó aplicando la siguiente fórmula: HIC ( t 2 t1) ( t 2 t ) 1 1 t t 1 2 a( t) dt El intervalo de tiempo se tomó de 36ms, calculando el HIC en la porción de la curva donde aparecen picos de aceleración, de al menos 3 ms. Para el caso sin cinturón de seguridad, se utiliza el intervalo de 580 ms a 616 ms, mientras que en el otro caso es de 548 ms a 584 ms. Los resultados obtenidos fueron los siguientes: HIC sin cinturón de seguridad: 466,37. HIC con cinturón de seguridad: 26,63. Estadísticamente, para un valor HIC 1000, una de cada seis personas sufre lesión en su masa encefálica con riesgo de muerte. Aun cuando este criterio no permite hacer ninguna afirmación sobre el tipo y gravedad de lesiones eventuales, proporciona una orientación inicial para estimar el riesgo de lesiones en general. 2.5 máx

61 Criterios de Lesión y Niveles de Tolerancia para Cuello, NIC El NIC (Neck Injury Criterion) se usa para medir el efecto de la solicitación en el cuello durante la fase de formación de la S. Este ha sido considerado sensible a las características constructivas del asiento, la variación de velocidad ( v) y el pulso de aceleración (a). Este criterio relaciona las variables físicas medibles en el accidente con la probabilidad mayor o menor de sufrir un daño sobre las estructuras anatómicas de la región cervical. a rel (t) = a C1(t) a C7(t) v rel(t) = v C1(t) v C7(t) NIC (t) = a rel (t) * v 2 rel(t)

62 Un NIC con valores inferiores o iguales a 15 unidades es aceptable. El valor de NIC será mayor cuando mayor aceleración o velocidad se le aplique al torso del vehículo y cuando se produzca un movimiento relativo más elevado entre C1 y C7. A mayor NIC los síntomas son mayores. La magnitud de una colisión que causa daño en los tejidos blandos del cuello se expresa en cambios de velocidad (Δv) y aceleración (a). Esta variación de velocidad ocurre Curva de Probabilidad de lesión acumulada En función del NIC durante un período de tiempo de no más de 100ms.

63 En estudios realizados, el Δv se ha utilizado para definir el concepto de colisiones de baja velocidad (low speed end-rear collisions). Se consideran de baja intensidad las colisiones con Δv inferior a 16 km/h, entre 16 y 24 km/h se clasifican de mediana intensidad y por encima de 24 km/h de alta intensidad. El mayor riesgo de lesiones cervicales se produce con valores Δv entre 9 y 20 km/h. Se ha postulado que el umbral para la aparición de síntomas puede proponerse en el orden de 4-8 km/h, mientras que el umbral para la producción de lesiones estructurales, daño tisular, es del orden de km/h. El cambio de velocidad implica necesariamente una aceleración, ya que durante el tiempo que dura el cambio de velocidad (Δv) la aceleración no es uniforme, distinguiéndose un pico de aceleración y una aceleración media. Cuanto más corto sea el pulso de la colisión, para un mismo Δv, mayor será la aceleración media. En investigación se considera también como colisión de baja intensidad a las colisiones con aceleración media inferior a 4,5 g, a las de 5,5 g de mediana intensidad y por encima de 6,5 g de alta intensidad.

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66 Ejemplo de Simulación de Colisión Posterior A) Posicionamiento del dummy antes de la colisión posterior. B) Momento de máximo NIC (valor mínimo) para un ensayo tipo. C) Ejemplos de curvas NIC frente al tiempo para ensayos tipos

67 2º Objetivo de la Biomecánica de Impacto 2) Para encontrar formas de reducir o eliminar el daño estructural o funcional que puede ocasionar el impacto, se requiere desarrollar: 2a) Materiales y estructuras de protección (activas y pasivas), que reduzcan el nivel de energía que genera el impacto y las fuerzas de impacto (estáticas y dinámicas) transmitidas a las estructuras biológicas. 2b) Dispositivos de prueba y modelos computacionales que respondan al impacto de manera semejante al ser humano, de tal manera que los sistemas de protección a utilizar puedan ser evaluados adecuadamente.

68 2a) Desarollar materiales y estructuras de protección que reduzcan la energía y fuerza del impacto transmitidas a las estructuras biológicas Las lesiones se producen cuando una determinada estructura corporal supera su límite de resistencia por la energía a que ha sido sometida. Ejemplo: al caer un objeto sobre una superficie rígida, puede romperse si la altura desde la que cae es significativa. Si interponemos entre esa superficie rígida y el objeto, una superficie elástica deformable, parte de la energía cinética debida al movimiento del objeto en caída libre, se disipará en forma de energía térmica y de energía de deformación, quedando una energía residual que es inferior a la resistencia del objeto, por lo que éste no se rompe.

69 Esa dispersión de la energía cinética, tanto en el espacio como en el tiempo, es determinante para reducir la severidad de las lesiones y pueden suponer la diferencia entre sobrevivir o no. En este principio se basan dispositivos tan eficaces como el cinturón de seguridad, el air-bag, casco, la resistencia de los materiales y la protección personal que se utilice en determinadas actividades.

70 Mediante la seguridad activa se intenta evitar o reducir la producción de accidentes, por ej., los de tráfico, a través de mejores luces, frenos ABS, neumáticos más adherentes, potencia ajustada de motor, etc. Mediante la seguridad pasiva se trata de reducir las consecuencias lesivas del accidente sobre las personas, por ej., diseñando mejores cinturones de seguridad, air-bags, cascos para motoristas y ciclistas, parachoques absorbentes, etc.

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77 2b) Desarrollar dispositivos de prueba y modelos que respondan al impacto de manera semejante al ser humano, con el fin de definir sistemas de protección adecuados

78 Un crash test dummy (en plural, crash test dummies) es un término inglés que en español podría traducirse como maniquí para ensayos de choque o colisiones, que hace referencia al tipo de maniquí o modelo mecánico antropomórfico utilizado para las pruebas de seguridad de los automóviles. Son réplicas a escala natural de personas, con el peso y las articulaciones creadas para replicar el comportamiento del CH en una colisión de un vehículo. El maniquí contiene numerosos instrumentos para recolectar toda la información posible sobre variables como la velocidad de impacto, fuerza de compresión, o la torsión del cuerpo, así como la desaceleración durante una colisión. Hoy en día este tipo de muñecos son indispensables en el desarrollo de nuevos modelos de todo tipo de vehículos: desde automóviles hasta aeronaves.

79 El dummy masculino Hybrid III percentil 50 nació en 1976 y tiene una altura de 168 cm y masa de 77 kg. Ocupa el asiento del conductor en todos los ensayos de colisiones frontales que se realizan. Posteriormente han sido desarrollados modelos equivalentes para el percentil 95 masculino (188 cm y 100 kg), femenino (percentil 5, 152 cm y 50 kg) y de niños (6 años de edad de 21 kg y otro de tres años de edad de 15 kg), con el fin de cubrir el vacío de información existente sobre los efectos de choques en poblaciones de distintas edades.

80 Desarrollo de las pruebas: cada Hybrid III es calibrado antes de someterlo a un ensayo de choque. Se extrae su cabeza y la instrumentación de la misma se calibra en un ensayo en el que se deja caer la cabeza desde una altura de 40 centímetros. Luego se ensayan las características de flexión del cuello para verificar si son correctas. La piel de los Hybrids, fabricada en piel de gamuza, se comprueba golpeándola con una sonda de metal para verificar que al perforarse posee las características adecuadas. Finalmente, la cabeza y cuello se fijan nuevamente al resto del cuerpo, el cual es ubicado en una plataforma de pruebas donde es golpeado violentamente en el tronco por un gran péndulo para verificar que las costillas se doblan y flexionan en forma adecuada.

81 Una vez que se ensaya/n y calibra/n el/los dummy/ies, está/n listo/s para ser utilizado/s en un ensayo. Para esto se lo viste con ropas amarillas, se le aplica pintura para marcas en la cabeza y las rodillas, y se le adhieren marcas calibradas a los costados de la cabeza para ayudar a los investigadores en el análisis de las películas en cámara lenta. A continuación se coloca el dummy dentro del vehículo de pruebas. El Hybrid III posee cuarenta y cuatro canales de lectura de datos distribuidos en todo su cuerpo, desde la cabeza hasta los tobillos. Estos sensores permiten registrar entre y datos durante un choque típico que dura entre milisegundos.

82 Durante el ensayo esta información se almacena de forma temporal en un registrador ubicado en el tronco del dummy, luego del ensayo los datos son transferidos a una computadora para su estudio. Dado que el Hybrid es un dispositivo de diseño estandarizado, las partes de cada uno de los Hydrib son intercambiables entre ellos. No solo es posible ensayar un determinado dummy varias veces, sino que además una pieza puede ser reemplazada fácilmente si llegara a fallar. Un dummy completamente instrumentado posee un valor de unos euros.

83 Desarrollos posteriores El Hybrid III fue diseñado para investigar los efectos de impactos frontales, por lo que su confiabilidad para reproducir los efectos de otros tipos de impactos es limitada. Por esa razón, se han desarrollado otros dummies específicos para cierto tipo de colisiones y con características antropomórficas que superan la biofidelidad del Hybrid III. La familia SID (Side Impact Dummy) de dummies fue diseñada para medir los efectos sobre las costillas, la columna vertebral y los órganos internos bajo situaciones de impacto lateral. Los maniquíes de la serie SID son el patrón usual para la homologación en Estados Unidos, EuroSID se usa en Europa para asegurar la adecuación a las normas de seguridad. El proyecto WorldSID busca desarrollar una nueva generación de este tipo de dummy, que sirva como nuevo estándar internacional. BioRID es un dummy diseñado para predecir los efectos de un impacto trasero. Su propósito principal es investigar el latigazo cervical y ayudar a los diseñadores a desarrollar sistemas retención efectivos para cabeza y cuello. BioRid es más sofisticado que la serie Hybrid. Su columna vertebral posee 24 vértebras simuladas, lo que permite reproducir una postura sentada natural y reproducir el movimiento del cuello en colisiones desde atrás.

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