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Universidad Nacional de San Juan

Facultad de Ingeniería

Departamento de Electrónica, Automática y Bioingeniería

Carrera de Bioingeniería

Asignatura “Biomecánica”

Unidad Nº 4: “Biomecánica de Impacto” – Parte 2

Esp. Bioing. Carina V. Herrera

Dra. Ing. Silvia E. Rodrigo

2019

UNIDAD 4: BIOMECÁNICA DE IMPACTO

• Fundamentos de Biomecánica de Impacto. Ejemplo de análisis de la biomecánica de impacto

desde el punto de vista de la mecánica de cuerpos rígidos y de la mecánica de cuerpos

deformables. Aplicación al análisis de los protocolos y planilla de valoración general de

seguridad para los ocupantes de vehículos. Ejemplo de simulación computacional de un choque

frontal.

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).

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) Determinar el nivel de tolerancia (umbral) para el cual la recuperación de los tejidos es

irreversible (criterios de lesión).

1c) Cuantificar la respuesta de los tejidos y sistemas biológicos para un rango de condiciones de

impacto.

1º Objetivo de la Biomecánica de Impacto

Para esto se utilizan distintos modelos del cuerpo humano, que permiten evaluar:

1c) Cuantificar la respuesta de los tejidos biológicos para un rango

de condiciones de impacto.

- 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.

Modelos de Análisis Utilizados:

• Voluntarios humanos.

• Cadáveres humanos.

• Animales.

• Modelos mecánicos (maniquies o dummies).

• Modelos matemáticos (cuerpos múltiples, elementos finitos).

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.

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 tienen propiedades viscoelásticas.

• Materiales compuestos con propiedades no-homogéneas y anisotrópicas (diferentes

características según la dirección), diferenciándose entre sí por la participación de componentes

pasivos o activos.

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:

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).

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.

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.

Tracción: Suele producir desgarros cutáneos, musculares, luxaciones, etc.

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.

Se realizaron pruebas en voluntarios sentados en un

trineo para simular la aceleración del impacto

trasero de un 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.

Fases del latigazo cervical

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.

3° Fase: El trineo desacelera, el torso rebota y se mueve hacia adelante con cierta 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.

Repasando los movimientos que realiza el cuello en una colisión por alcance, tenemos las

siguientes fases:

Diferentes fases del movimiento de la cabeza-cuello durante una colisión por alcance.

Caracterización del LC desde el punto de vista de la Mecánica de

Cuerpos Rígidos

En base a estas fases, para caracterizar el latigazo cervical desde el punto de vista de la Mecánica

de Cuerpos Rígidos, se utilizan distintos criterios de lesión para el cuello, tal como el 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.

NIC (t)= a rel (t) * 0.2 + v2 rel(t)

a rel (t) = aC1(t) – aC7(t)

v rel(t) = vC1(t) – vC7(t)

Rotación de la cabeza y C7 alrededor del eje Y

Al analizar las causas que pueden producir diferentes aceleraciones en el eje longitudinal entre la

cabeza y la vértebra C7 , se encontraron variaciones en el valor del NIC. Estas diferencias no solo se

producen por efecto de distorsiones en el cuello, sino también por cualquier rotación de la cabeza y

C7 alrededor del eje transversal (Y). Por consiguiente, la descripción del LC puede efectuarse tanto

desde el punto de vista de la mecánica de cuerpos rígidos, como de la mecánica de cuerpos

deformables.

Caracterización del LC desde el punto de vista de la Mecánica de

Cuerpos Deformables

Y

X

La influencia de este efecto se puede estimar dividiendo la aceleración relativa utilizada en la

definición de NIC en dos términos:

arel = arotación + adeformación

Si llamamos a la aceleración angular de C7 como α y la distancia entre el centro de gravedad de la

cabeza y el acelerómetro colocado en C7 como d, entonces podemos calcular el término de

aceleración correspondiente a la deformación:

a deformación = arel - α*d

Curvas de aceleración angular de C7 versus tiempo para distintos asientos.

Si utilizamos adeformación lugar de la arel en la expresión del NIC obtenemos las curvas mostradas en la

siguiente figura. Nos referiremos a estos valores como NIC, calculados sólo con el término relacionado

con la deformación.

Valores del NIC versus el tiempo, sin el efecto de la rotación de C7 para distintos asientos.

Se denomina momento flector, o "flexor", o momento de flexión, a un momento de

fuerza resultante de una distribución de tensiones sobre una sección transversal de una placa o

viga que es perpendicular al eje longitudinal a lo largo del que se produce la flexión.

El momento flector puede aparecer cuando se someten estos elementos a la acción de un torque o

también de fuerzas puntuales o distribuidas.

Refiriéndonos específicamente a la flexión, para elementos lineales perpendiculares tipo

barra, el momento flector se define como una función a lo largo del eje neutro x del

elemento, que representa la longitud a lo largo de dicho eje. El momento flector así

definido, dadas las condiciones de equilibrio, coincide con la resultante de todas las fuerzas

distribuidas a lo largo del eje x.

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 eje x. 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 (deformación por flexión del eje);

longitudinal:

Y(x): Desplazamiento vertical o

de la curva elástica.

E: Módulo de Young del material.

If: Momento inercial de área.

Asumiendo un comportamiento elástico de los tejidos blandos del cuello, para caracterizar el LC

desde el punto de vista de la mecánica de cuerpos deformables, se utilizan otros criterios de lesión,

tales como el Nkm, que complementan el análisis efectuado por el NIC.

Los valores de Nkm caracterizan el movimiento hacia adelante, es decir, la fase de rebote.

Proporciona información adicional a la obtenida por el NICmax, que representa solo la fase anterior.

El criterio de lesión del cuello Nkm tiene en cuenta una combinación lineal de cargas y momentos.

donde Fx y My representan la fuerza de corte y el

momento de flexión / extensión respectivamente.

Ambos valores se obtienen de la celda de carga situada

en la parte superior del cuello del dummy. El índice

"int" da un valor crítico de intercepción para la carga y

el momento. Se ha demostrado que Nkm varía según el

maniquí utilizado en la prueba.

Este criterio distingue cuatro situaciones posibles dependiendo de los signos de My y Fx.

Caso My Fx

Nfa (flexión anterior) >0 >0

Nfp (flexión posterior) >0

<0

Nea (extensión anterior) <0

>0

Nfp (flexión posterior) <0

<0

El valor crítico de Nkm es 1. Teniendo en cuenta que un momento o una fuerza de corte que

exceda los valores de intercepción conllevan a un riesgo de sufrir lesiones en el cuello.

Los valores de Nkm caracterizan el movimiento hacia adelante, es decir, la fase de rebote.

Proporciona información adicional a la obtenida por el NICmax, que representa solo la fase

anterior.

• Biomecánica de Impacto\euro-ncap-spreadsheet-v201812.xlsm

•euro-ncap-whiplash-test-protocol-v32.pdf

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.

Criterios de Lesión y Niveles de Tolerancia para la Cabeza

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.

Cuando la curva se grafica en una escala logarítmica, se convierte en línea recta con una pendiente de -

2.5. 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):

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.

msTmsdttaGSIT

505.2)(0

5.2

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:

donde a(t) es la aceleración instantánea resultante de la cabeza, y t2-t1 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.

máx

t

tdttattttHIC

5.21

1212

2

1

)()()(

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 desaceleración no incrementan el riesgo de lesión.

El resultado del HIC se expresa generalmente como un valor adimensional pero su unidad es s g2.5. 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.

Curvas de aceleración lineal de la cabeza.

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 10

50

100

150Aceleración de la Cabeza

Tiempo [s]

Acele

ració

n [

G]

Sin cinturón de seguridad

Con cinturón de seguridad

Ejemplo de simulación de colisión frontal con y sin cinturón de seguridad:

El valor del HIC se determinó aplicando la siguiente fórmula:

máx

t

tdttattttHIC

5.21

1212

2

1

)()()(

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.

AIS Descripción de la lesión % muertos

entre heridos Daño en la cabeza

0 Sin lesión - -

1 Menor (puede no requerir tratamiento

profesional) 0.0 Dolor de cabeza

2 Moderado (Casi siempre requiere

tratamiento profesional) 0.1

Inconsciente menos de 1 hora (Fractura de cráneo,

daño cerebral)

3 Serio (Requiere hospitalización y,

potencialmente, invalidez, normalmente no amenaza la vida)

0.8 Inconsciente de 1-6 horas

(Daño cerebral irreparable)

4 Severo (Existe amenaza de muerte o invalidez permanente, es probable la

supervivencia) 7.9

Inconsciente de 6-24 horas (Daño cerebral irreparable,

hematoma)

5 Crítico (Normalmente requiere

tratamiento médico intensivo, la supervivencia es incierta)

58.4 Inconsciente más de 24 horas. Gran hematoma

6 Máximo (Intratable, virtualmente

insalvable) 100 -

En particular, la relación entre el valor de AIS, el porcentaje de fatalidad y la probabilidad de daño en la

cabeza es la siguiente:

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.

2º Objetivo de la Biomecánica de Impacto

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.

2a) Desarollar materiales y estructuras de protección que reduzcan la

energía y fuerza del impacto transmitidas a las estructuras biológicas

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.

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.

• http://www.cesvi.com.ar/

• http://www.euroncap.com/