TOLERANCIA HUMANA A LAS CONDICIONES DE IMPACTO SEGÚN SE RELACIONAN CON EL DISEÑO DE VEHÍCULOS MOTORIZADOS – SAE J885 JUL 86.

1. Propósito – El propósito de este informe es asistir al diseñador y al tester de seguridad automotriz mediante la provisión de datos cuantitativos con respecto a la resistencia del cuerpo humano bajo condiciones de carga de impacto.

2. Alcance – Este informe reexamina la información cuantitativa actual1 con respecto a los niveles de tolerancia humana sin recomendar límites específicos. Se presenta información desarrollada en humanos (inclusive cadáveres) en donde tal información esté disponible. Sin embargo, en muchos casos se proporciona información sobre animales en los que no se han informado resultados apropiados sobre humanos. Este informe se limita, tanto como le sea posible, a la información de uso directo para el diseñador y el tester de automóviles. Se omiten datos de interés solamente académico en general. Por lo tanto, la norma J885 no debe ser considerada como un resumen completo de toda la información biomecánica disponible.

La mayor parte de la información citada en este informe se aplica a adultos varones, ya que hay muy poca información disponible con respecto a mujeres y niños. Los datos de los resúmenes que se brindan en las tablas deben ser considerados junto con el texto descriptivo que los acompañan. Este material explica la manera en que se obtuvieron los datos, y provee un conocimiento con respecto a sus limitaciones.

3. Introducción a la biomecánica. 3.1 Definiciones

Escala abreviada de lesiones (AIS): sistema de valoración numérico para cuantificar la severidad de las lesiones de una víctima de accidente. La escala de valoración es:

CÓDIGO CATEGORÍA 1 leve 2 moderado 3 serio (= grave) 4 severo 5 crítico (no hay seguridad de sobrevida) 6 máximo (virtualmente no hay posibilidades de sobrevida) 9 desconocido

Para mayores detalles, ver la Escala Abreviada de Lesiones (Revisión de 1980) publicada

por la Asociación Americana de Medicina Automotriz (American Association for Automotive Medicine).

Anterior (= anterior): frontal. Anterior-posterior (= anterior-posterior) (a-p): de adelante hacia atrás. En seres humanos,

dirigido desde la superficie del abdomen hacia la superficie de la espalda. Articular (= articular): perteneciente a una articulación. Avulsión (= avulsion): separación forzada y/o violenta de una parte. Hueso esponjoso (= cancelous bone): estructura esponjosa y similar a un enrejado

(=lattice-like) de un hueso que se produce hacia su núcleo interior. Cartílago (= cartilage): tejido conectivo fibroso. Cervical (= cervical): perteneciente al cuello.

1 Diciembre 1981. Se espera que este informe sea actualizado periódicamente.

Conminuto (comminuted): roto en pequeños pedazos. Hueso compacto (= compact bone): estructura densa de un hueso que constituye su

porción exterior. Cóndilo (= condyle): saliente redondeada en un hueso usualmente asociada con una

articulación. Contusión (= contusion): golpe por un impacto directo. Cartílago cricoides (= cricoid cartilage): tejido fibroso con forma de anillo que rodea al

pasaje de aire cerca de la parte superior del cuello. Distal (= distal): remoto. Alejado del punto de referencia. Esófago (= esophagus): pasaje que lleva la comida al estómago. Extensión (= extension): curvatura hacia atrás cuando se aplica al cuello. Fémur (= femur): hueso del muslo. Peroné (= fibula): el hueso externo y más pequeño de la pantorrilla. Flexión (= flexion): curvatura hacia delante cuando se aplica al cuello. Hueso frontal (= frontal bone): hueso que constituye la frente y la porción delantera

superior del cráneo. Lesión funcional (= functional injury): traumatismo que no observable fácilmente durante

un examen visual, que se manifiesta como un deterioro del uso normal o del comportamiento normal.

Hemorragia (= hemorrage): sangrado. Hemotórax (= hemothorax): acumulación de sangre en el saco que rodea a los pulmones. Hiperextensión (= hyperextension): extensión extrema o excesiva de un miembro o parte

del mismo. Sobrecurvatura hacia atrás cuando se aplica al cuello. Hiperflexión (= hyperflexion): flexión extrema o excesiva de un miembro o parte del

mismo. Sobrecurvatura hacia adelante cuando se aplica al cuello. Inferior (= inferior): debajo. Inferior-superior (= inferior-superior) (i-s): de abajo hacia arriba, o inferior a superior;

desde el tronco hacia la cabeza. Lesión (= injury): alteración, daño o destrucción físicos de una estructura biológica que

deteriora o impide su funcionamiento normal. Nivel de lesión (= injury level): clasificación de la gravedad de un traumatismo con

relación a la amenaza de vida de éste, o grado de deterioro físico o funcional (comparar: Escala de Lesiones Abreviada).

Criterio de lesión (= injury criterion): relación numérica entre los parámetros de ingeniería medibles y el nivel de lesión.

In situ (= in situ): en su ubicación normal en el cuerpo. Disco intervertebral (= intervertebral disc): almohadillas circulares de cartílago fibroso

situado entre vértebras adyacentes en la columna vertebral. In vivo (= in vivo): dentro del cuerpo con vida. Laceración (= laceration): herida producida por un corte o un rasgado. Laringe (= larynx – pl. larynges): estructura de músculo/cartílago en el frente del cuello. Lesión (= lesion): cualquier disfunción o daño corporal. Ligamento (= ligament): banda de tejido que conecta huesos o que sostiene vísceras. Carga (= loading): ver Parámetro de Ingeniería Medible. Mandíbula (= mandible): hueso del maxilar inferior. Maxilar (= maxilla): hueso que forma la porción central del maxilar superior. Parámetro Medible de Ingeniería (= Measurable Engineer Parameter): comportamiento

físico de un sistema detectable por instrumentos que describe el medio ambiente aplicado

externamente al sistema, o la respuesta estructural de dicho sistema o su substituto. (Ejemplos de estos parámetros son fuerza, aceleración, tensión, esfuerzo y presión).

Movilizado (= mobilized): libre para moverse (ver movilizado quirúrgicamente). Cóndilos occipitales (= occipital condyles): salientes redondeadas a cada lado de la base

del cráneo que se articulan con las vértebras ubicadas más arriba en el cuello. Occipucio (= occiput): hueso que forma la porción posterior y posterior inferior del

cráneo. Rótula (= patella): rótula. Neumotórax (= pneumothorax): acumulación de aire o gas en el saco que rodea a los

pulmones. Posterior (= posterior): trasero. Prolongación o apófisis (= process): saliente o proyección sobre un hueso. Rotación (= rotation): cuando se aplica al movimiento del cuello se refiere al movimiento

de negación con la cabeza. Sagital (= saggital): plano o sección que divide al cuerpo en secciones izquierda y

derecha. Apófisis o prolongación espinosa (= spinous process): saliente de la parte trasera sobre

una vértebra. Esternón (= sternum): hueso del tórax. Arterias subclavias (= subclavian arteries): dos de los cuatro vasos sanguíneos más

importantes que surgen de la parte superior del corazón. Estas arterias pasan por debajo de las clavículas y suministran sangre a la parte superior del cuerpo.

Hematoma subdural (= subdural hematoma): sangrado entre las dos capas que rodean al cerebro.

Superior (= superior): arriba. Supracondíleo (= supracondylar): situado arriba de (superior a) un cóndilo. Movilizado quirúrgicamente (= surgically mobilized): separado de los tejidos que lo

rodean mediante cirugía, pero dejando intacto los vasos sanguíneos que lo conectan. Sutura (= suture): articulación en la que las superficies óseas opuestas están unidas de

manera estrecha. Sínfisis (= symphysis): línea de unión. Tipo de articulación en la que los huesos opuestos

están unidos firmemente por un cartílago. Husos temporales (= temporal bones): dos huesos que forman los lados inferiores del

cráneo. Temporo-parietal (= temporo-parietal): lado del cráneo. Tendón (= tendon): cuerda fibrosa mediante la cual un músculo está unido a un hueso. Tórax (= thorax): pecho. Cartílago tiroides (= thyroid cartilage): tejido rígido con forma de espoleta (wishbone)

ubicado en la parte superior del cuello. Tibia (= tibia): el mayor de los dos huesos largos de la parte inferior de la pierna. Nivel de tolerancia (= tolerance level): magnitud de la carga que produce un nivel

específico de lesión. Especificación de tolerancia (= tolerance specification): nivel de impacto que se toma

como condición máxima (o mínima) permisible con el propósito de diseño. Tráquea (= trachea): tubo de aire. Traumatismo (= trauma): ver lesión. Vértebra (= vertebra): uno de los 33 huesos de la columna vertebral. Cigoma (= zygoma): pómulo.

3.2 Sujetos de prueba – Por necesidad, los niveles de tolerancia humana deben ser deducidos por medios indirectos, como con voluntarios de prueba (por debajo del nivel de lesión), cadáveres o animales anestesiados. Cada uno de estos sujetos tiene ventajas y defectos que influyen en la aplicabilidad de los datos resultantes.

3.2.1 HUMANOS – los voluntarios proveen la fuente principal de la determinación de los efectos del tono muscular y la colocación previa de abrazaderas sobre el comportamiento dinámico de los humanos. Los voluntarios también pueden brindar información con respecto al límite superior del nivel de tolerancia de “no-lesión”. Sin embargo, los niveles verdaderos de tolerancia no pueden ser determinados con voluntarios, ya que ellos no pueden ser testeados dentro del rango de lesión. Una desventaja adicional es que los voluntarios son por lo general varones jóvenes y fuertes cuya tolerancia a las lesiones y al dolor es considerablemente mayor que la de la población general. Finalmente, la colocación de abrazaderas musculares que los voluntarios a veces utilizan puede tener un efecto importante a niveles bajos que no necesariamente puedan ser extrapolados a niveles más altos.

3.2.2 CADÁVERES – los cadáveres son normalmente utilizados cuando las pruebas son llevadas a cabo a niveles de severidad que podrían lesionar a voluntarios. Los cadáveres son los candidatos lógicos como sujetos de prueba, ya que ellos retienen una similitud geométrica con los seres humanos vivos y muchas de sus estructuras también conservan una similitud de fuerza. Este último aspecto depende en gran medida del tratamiento del cadáver y del lapso de tiempo desde su muerte. El reconocimiento de estos factores ha llevado a grandes cambios en las técnicas de pruebas sobre cadáveres en años recientes en un esfuerzo por hacer que tales pruebas sean más representativas de la respuesta de los seres humanos. Estos cambios incluyen el uso de cadáveres no embalsamados, el inflado de pulmones, y la presurización de porciones del sistema vascular con soluciones con tintes para asistir al diagnóstico del traumatismo. En general se acepta que la fuerza mecánica de la mayoría de los tejidos corporales en los seres humanos disminuye con la edad. Por consiguiente, es más probable que la información obtenida a partir de pruebas con cadáveres de ancianos sea más conservadora con relación a la población general. Otras potenciales desventajas de las pruebas sobre cadáveres giran alrededor de la falta de tono muscular, y de las diferencias entre ciertas propiedades corporales con las de los seres humanos vivos.

3.2.3 ANIMALES – las pruebas con animales son utilizadas en general para estudiar los mecanismos de los traumatismos, ya que los animales ofrecen los únicos sistemas fisiológicos en funcionamiento que pueden ser sometidos a impactos severos. También ofrecen el único puente conocido para examinar las relaciones entre sujetos vivos y muertos. Así, los animales pueden ofrecer la única posibilidad de evaluar la utilidad de las pruebas sobre cadáveres. Desafortunadamente, los resultados de las pruebas en animales, hasta ahora, no pueden ser valorados cuantitativamente con confianza para determinar los niveles de tolerancia humana debido a las diferencias de tamaño, forma y estructura entre los animales y los seres humanos.

3.3 Aplicación de información biomecánica 3.3.1 SUSTITUTOS HUMANOS – el comportamiento del sustituto humano es una

consideración importante cuando se aplica la información biomecánica de la Sección 4 a pruebas automotrices. Para tener valor, el sustituto debe ser lo suficientemente parecido a un ser humano de modo que su desempeño sea indicativo de conductas humanas bajo circunstancias similares. En la Sección 5 de este informe se discuten los problemas para lograr tales correlaciones.

3.3.2 DETERMINACIÓN DE LOS NIVELES DE TOLERANCIA – una discusión amplia de los factores incluidos en la determinación de los niveles de tolerancia humanos está más allá del alcance de este informe. Por cierto, tales especificaciones están más allá del estado del arte en la biomecánica, excepto tal vez por unas pocas situaciones académicas. Hay varias

dificultades que impiden un pronto establecimiento de los niveles de tolerancia humanos. Primero, existen diferencias de manejo en cuanto al del grado específico de la gravedad de lesión que deba servir como nivel de tolerancia. En segundo lugar, existen grandes diferencias en las tolerancias de diferentes individuos. Es común que las pruebas de fracturas de hueso en una muestra de cadáveres adultos muestren una variación de carga de 3 a 1. Presumiblemente, existen variaciones de al menos esta magnitud en la población. Finalmente, los niveles de tolerancia son sensibles a cambios moderados en la dirección, la forma y la rigidez de la fuente de carga. Las consideraciones anteriores indican que definiciones completas y precisas de los niveles de tolerancia humanos requieren de grandes cantidades de información basadas en muestras estadísticas controladas. Solamente de este modo la influencia de la edad, el tamaño, el sexo y el peso puede ser evaluada en forma abarcadora, y solamente de este modo las cargas promedio y las medidas estadísticas de dispersión pueden unirse a los niveles específicos de tolerancia.

Mientras tanto, es necesario emplear diversas medidas de tolerancia en el desarrollo y en la evaluación de las características de la seguridad. Probablemente la medida más ampliamente utilizada de aquellas es la especificación de la tolerancia. Dicha medida es un nivel de impacto tomado un poco arbitrariamente como condición límite para los propósitos de diseño. No debe confundirse la especificación de la tolerancia con el nivel de tolerancia, el cual es la magnitud de la carga que produce un grado específico de lesión. Como fue explicado anteriormente, las definiciones completas de los niveles de tolerancia deben ser medidas estadísticas que relacionen las probabilidades y los grados de lesión con las historias de impactos.

3.4 Materiales biomecánicos – el cuerpo está compuesto de partes duras y blandas que pueden aparecer juntos en estructuras corporales compuestas tales como la caja torácica y la columna vertebral. La presencia de tejido blando como conector óseo permite grandes deflexiones estructurales.

3.4.1 HUESOS – además de ser no homogéneo y anisotrópico, un hueso con frecuencia varía de persona a persona en cuanto a su forma. Por lo tanto, por lo general no es conveniente utilizar técnicas convencionales de análisis de tensión para estimar la fuerza de un hueso a partir de las propiedades de sus materiales. Para superar esta dificultad, por lo general los huesos son probados in situ para determinar su capacidad de transporte de carga como estructura. Como con cualquier estructura, normalmente es posible una variedad de modos de falla dependiendo de la distribución y de la localización de las fuerzas aplicadas, y, para situaciones de impacto, el efecto de la duración de tiempo puede ser importante también. En consecuencia, es importante comprender el modo de aplicación de carga (es decir, torsión, curvatura, corte) para las situaciones presentadas en la Sección 4. Estos niveles de tolerancia deben ser aplicados solamente bajo condiciones similares.

Los huesos del cráneo y la rótula son singularmente sensibles a las fallas por perforación (carga de soporte). Esto se da debido a su construcción anatómica además de su prominencia física y la ausencia de una cobertura de tejido blando para brindar un efecto almohadilla. Los huesos del cráneo y de la rótula tienen una construcción tipo sandwich. Sus capas más internas y más externas son cortezas de hueso compacto que rodean una zona media ósea porosa entre ellas. Las cargas de soporte excesivas pueden perforar la corteza exterior a niveles de fuerza que no causen fallas de la totalidad de la estructura ósea. En la Sección 4 se dan ejemplos de este efecto de carga de soporte.

3.4.2 TEJIDOS BLANDOS – el desarrollo de los criterios de lesión para traumatismos en tejidos blandos es un tema extraordinariamente complejo que está apenas en una etapa temprana de desarrollo. Los avances en este campo probablemente sean lentos por las siguientes razones:

(a) Existe una amplia variedad de mecanismos posibles de lesiones. (b) Pequeñas diferencias en la ubicación o en el nivel de las lesiones pueden tener

consecuencias grandes y diferentes para la persona lesionada. (c) La capacidad para analizar y reproducir los órganos a escala es muy limitada.

3.4.2.1 La piel – la piel ha sido estudiada más que cualquier otro tejido blando en lo que respecta a traumatismos en colisiones de automóviles. Las últimas evaluaciones de lesiones en la piel están resumidas en el SAE Information Report J202. Un procedimiento de prueba es exponer un material de piel sintética a una prueba de impacto estandarizada y luego evaluar el nivel de lesión ya sea mediante la observación subjetiva o por la medición del daño resultante en el material sintético. Éste parece ser un método práctico de evaluación de los niveles de lesión en la piel cuando se toma en consideración la multiplicidad de los mecanismos de lesiones de la piel. Los traumatismos en la piel incluyen:

(a) avulsión (desgarro) (b) contusión (golpe a partir de un impacto directo) (c) laceración (corte) (d) pinchazo (e) separación (rotura – hendidura) (f) abrasión (raspadura)

3.4.2.2 Tejidos blandos internos – estos tejidos son vulnerables a todos los tipos de traumatismo mencionados en el punto anterior, excepto la abrasión (= raspadura). Además, estos tejidos pueden lesionarse por el excesivo desplazamiento que puede separar a un órgano de sus conexiones vasculares o ligamentosas. En el cerebro, un desplazamiento rápido puede producir lesiones por cavitación. Desafortunadamente, existen pocos datos acerca de los niveles de fuerza, penetración o desplazamiento que son perjudiciales para los tejidos blandos. En la actualidad no se utilizan órganos internos sintéticos para pruebas de impacto.

4. Datos – el cuerpo humano puede estar sometido a una amplia variedad de traumatismos causados por una cierta cantidad de mecanismos de lesiones. Algunos de estos traumas son predominantes en cada zona del cuerpo. Por lo tanto, este informe trata sobre cada zona del cuerpo en forma separada, y han sido consideradas en orden desde la cabeza hasta a los pies.

4.1 Cargas de fractura para el cráneo 4.1.1 MODOS DE FRACTURA – los huesos del cráneo no son homogéneos en todo su

espesor, sino que son de construcción tipo sándwich. El sándwich consiste en un núcleo de hueso esponjoso (baja densidad) entre dos capas de hueso compacto (alta densidad). Esta disposición permite que se produzcan dos tipos diferentes de fractura de hueso, cada una surgida a partir de un tipo diferente de modo de falla.

4.1.1.1 Fracturas lineales (falla de la estructura entera debido a tensiones de curvatura) – cuando el impacto está bien distribuido, el cráneo se curva hacia adentro en el lugar del golpe, y hacia afuera en algunas regiones alejadas del golpe. Los esfuerzos de tensión (o densidades de energía de deformación según una teoría) que surgen en estas últimas regiones pueden propiciar una rotura. La rotura se origina por lo general en algún punto de concentración de tensión y se propaga hacia el sitio del golpe por un camino esencialmente directo. El hueso a cada lado de la rotura permanece en alineación en este tipo de fractura. Una fractura lineal no pone en riesgo la vida en sí, ya que no precipita en sí misma un daño cerebral. Sin embargo, una fractura lineal de cráneo es causa de preocupación, ya que se pierde la integridad del cráneo.

4.1.1.2 Fracturas deprimidas (falla localizada de hueso craneal debido a fuerzas concentradas) – si la fuerza de impacto está lo suficientemente concentrada, puede atravesar la estructura localmente aunque la magnitud de la fuerza pudiera ser insuficiente para sobretensionar la estructura ósea en su totalidad. Aquí se considera que un área de contacto de

aproximadamente 2 pulg.2 (13 cm2) representa la transición entre la carga distribuida y la carga concentrada. A medida que el área de contacto disminuye por debajo de este tamaño umbral, es probable que se produzcan fracturas deprimidas como resultado de tensiones localizadas en el sitio de impacto. Esto produce una falla del tipo derrumbe o hundimiento (= cave-in). Si el área de contacto disminuye aún más a menos de ¾ pulg.2 (5 cm2) aproximadamente, la fractura deprimida toma la forma de una punción o perforación limpia con un orificio que coincide con el tamaño del objeto golpeado. Se cree que esta conducta es causada por dos fallas concurrentes: compresión del núcleo del hueso esponjoso y el corte del hueso compacto. Las fracturas deprimidas tanto de tipo hundimiento (cave-in) como las de tipo perforación (punch-through) producen un desplazamiento del hueso hacia adentro que puede causar un impacto o golpe mecánico contra el cerebro y puede permitir la entrada de cuerpos extraños. Las fracturas deprimidas son lesiones potencialmente mortales.

4.1.2 DATOS SOBRE LAS FRACTURAS – la Tabla 1 presenta un resumen de los datos sobre las cargas de fractura para el cráneo. Algunas de las anomalías encontradas allí pueden ser explicadas considerando forma del agente de impacto y las propiedades del hueso craneal. Sin embargo, es probable que la mayoría de las anomalías sean causadas por las grandes variaciones que son inherentes a cualquier grupo de cadáveres. La probabilidad de las inconsistencias se ve aumentado por el pequeño número de especimenes empleados en muchas de las pruebas citadas. Estas consideraciones sugieren la necesidad de utilizar esta tabla con cuidado.

4.2 Daño cerebral – además del mecanismo de fractura/impacto descrito anteriormente, el cerebro puede lesionarse mediante otros procesos. Una aceleración excesiva por sí misma puede causar lesiones cerebrales a través de una cierta variedad de efectos, de los cuales ninguno puede comprenderse por completo. El movimiento relativo entre el cerebro y el cráneo puede inducir una amplia variedad de efectos debilitantes. Puede golpearse la periferia del cerebro; se pueden romper los vasos sanguíneos que van del cerebro al cráneo; se puede cortar la materia cerebral interna debido al movimiento relativo entre sus partes; y se puede deformar el tronco encefálico por extrusión a través de la abertura en la base del cráneo. Finalmente, puede producirse esfuerzos de tensión excesivos independientemente de cualquier desplazamiento cerebral grande. Esto por lo general se produce opuesto al sitio del impacto y puede interrumpir una variedad de funciones cerebrales, dependiendo de su ubicación. Poco se sabe acerca de los efectos de los impactos múltiples o de larga duración.

4.2.1 CONMOCIÓN – en 1966, el Comité del Congreso de Neurocirujanos (Committee of the Congress of Neurological Surgeons) definió a la conmoción cerebral como:

“Síndrome clínico que se caracteriza por la alteración inmediata y transitoria de las funciones neuronales, tales como alteración de la conciencia, alteraciones en la visión, en el equilibrio, etc., producido por fuerzas mecánicas.”

La conmoción cerebral con frecuencia es una lesión completamente reversible. Ha sido muy estudiada debido a una gran cantidad de motivos:

(a) Es lejos el traumatismo cerebral más frecuente. (b) La conmoción es con frecuencia la primera alteración funcional del cerebro que se

produce a medida que aumenta la severidad del impacto en la cabeza. (c) Acompaña al 80% de todas las fracturas lineales de cráneo (sin embargo, la amplia

mayoría de las conmociones se producen sin fractura de cráneo). (d) Es reproducible en experimentos con animales, mientras que otras lesiones cerebrales

no lo son. Por estas razones, los primeros estudios de las lesiones cerebrales se basaron en análisis de

la conmoción cerebral más que en los mecanismos de lesión más complejos descritos anteriormente.

4.2.2 DESARROLLO HISTÓRICO – se ha sugerido que tres aspectos diferentes del movimiento total del cráneo tienen correlación con la conmoción cerebral:

(a) Aceleración rotacional. (b) Aceleración traslacional. (c) Flexión-extensión de la columna cervical superior durante el movimiento de la unión

cabeza-cuello. Solamente los dos primeros fenómenos han recibido evaluaciones cuantitativas, y son

discutidos aquí. 4.2.2.1 Aceleración rotacional – los líderes en este campo han sido Holbourn (Ref. 7),

Gurdjian y otros (Ref. 8), Ommaya y otros (Ref. 9A), Unterharnscheidt (Ref. 9B), Gennarelli y otros (Ref. 10), y Hirsch y otros (Ref. 11). En años más recientes, la mayoría de las investigaciones con respecto a los efectos de la rotación han sido conducidas en cerebros de animales, in vivo o en aislamiento. El grupo de Hirsch ha intentado establecer criterios de lesiones y niveles de tolerancia para la aceleración rotacional. Basado en los resultados de experimentos con varios tipos de monos, ellos utilizaron leyes de gradación en escala para aplicar los niveles de tolerancia en humanos.

4.2.2.2 Aceleración traslacional – la primera versión de la Curva de Tolerancia a la Conmoción de la Wayne State University (Wayne State University Wayne State University Concussion Tolerance Curve) (ver Fig. 1) fue propuesta por Lissner y otros en 1960 (Ref. 12). La abcisa es la duración de la parte efectiva del pulso que abarca el impacto principal. La ordenada es la aceleración efectiva, la cual es la aceleración promedio a-p2 del cráneo medida en el hueso occipital para la parte principal del impacto de la frente contra superficies planas y rígidas. La curva fue derivada a partir de las siguientes observaciones:

(a) Se observó clínicamente que con frecuencia se asocia a la fractura lineal de cráneo con pérdida de conocimiento o con conmoción cerebral leve (Gurdjian y otros (Ref. 13)).

(b) Se midieron los niveles de aceleración y las duraciones de pulso necesarios para causar fracturas de cráneo en cadáveres en impactos por caída libre contra una superficie rígida. Estos resultados fueron considerados para aproximar al nivel de tolerancia humana a la conmoción a partir de la correlación notada en el punto (a) más arriba. La información sobre fracturas brindó puntos para la curva en un rango de 0,001-0,006 seg.

(c) Los animales fueron sometidos a conmociones mediante pulsos de presión de aire de magnitudes y duraciones variadas, aplicadas directamente sobre la membrana que recubre el cerebro (Guardjian y otros (Ref. 14)).

(d) Se compararon los pulsos de presión medidos en las regiones parietal y temporal de cadáveres en pruebas de caída (Lissner y otros (Ref. 12) y Guardjian y otros (Ref. 15)) con la información obtenida de los animales en el punto (c), y se utilizaron las mediciones de aceleración en cadáveres correspondientes para proveer puntos de información para la curva de conmoción entre 0,006 y 0,010 seg.

(e) Se obtuvo el extremo de larga duración de la curva con el valor asintótico de 42G a partir de datos de los cuerpos enteros de voluntarios reportado por Stapp (Refs. 16, 17). Patrick y otros lo consideraron a este valor como muy bajo, ya que otros voluntarios habían sobrevivido a simulaciones de choques frontales superiores a los 45G. Ellos recomendaron que el valor del asintótico fuera elevado a 80G para impactos con almohadilla que eviten cargas concentradas (Ref. 18). La curva resultante (ver Fig. 1) pasó a ser la versión aceptada de la Curva de Tolerancia a la Conmoción de la Wayne State, y es la base para la mayoría de los criterios actuales de lesiones de cabeza que incluyen la norma original para impactos en la cabeza U.S. Federal Motor Vehicle Safety Standard (FMVSS 201) (Ref. 19).

Ono y otros (Ref. 20) llegaron a la conclusión de que sus resultados sustentaban la Curva de Tolerancia a la Conmoción de la Wayne State dada en la Fig. 1. Esta conclusión se basó en

exámenes microscópicos extensos de tejidos de cerebro y en mediciones fisiológicas posteriores a impactos translacionales y rotacionales en las cabezas de 63 monos, y en las caídas de 15 cráneos de cadáveres humanos.

4.2.3 CRITERIOS DE LESIÓN Y NIVELES DE TOLERANCIA – los dos criterios principales de lesiones cerebrales son el Índice de Severidad (Severity Index) (SI) y el Criterio de Lesiones en la Cabeza (Head Injury Criterion) (HIC). Se han propuesto numerosos índices para lesiones cerebrales. La mayoría de ellos están resumidos en la Ref. 21.

4.2.3.1 Índice de severidad – la Curva de Tolerancia WSU es difícil de aplicar a pulsos de aceleración-tiempo complejos debido a la incertidumbre para determinar la aceleración y el tiempo efectivos. Para superar este problema, Gadd (Refs. 22 y 23) inventó un criterio de impulso de carga para establecer un índice de severidad (SI):

SI = ∫T

0ndta

donde:

a = aceleración en Gs n = factor de ponderación, 2,5 para impactos en la cabeza T = duración del pulso

t = tiempo en segundos

El factor de ponderación de 2,5 está basado principalmente en la pendiente de la aproximación de la línea recta de la Curva de Tolerancia de Wayne State ploteada en papel logarítmico entre 2,5 y 50 ms. Una revisión de la derivación matemática del Índice de Severidad realizada por Versace (Ref. 26) detalla la relación entre la Curva de Tolerancia de Wayne State y el Índice de Severidad.

Gadd propuso un valor de tolerancia de 1000 como umbral para las conmociones en impactos frontales (Ref. 22). Este valor de tolerancia era obligatorio en las primeras versiones de la norma FMVSS 208. Sin embargo, especificaba que el Índice de Severidad debía ser calculado utilizando la aceleración resultante medida en el CG de la cabeza en vez de utilizar la aceleración uniaxial medida en el occipucio en la dirección del golpe, como lo hizo Gadd.

Para golpes en la cabeza distribuidos o sin contacto, Gadd (Ref. 24) indica que un valor de SI de 1500 podría ser adecuado como nivel de tolerancia a la conmoción. Gadd citó el hecho de que Stapp experimentó un pulso de aceleración igual a una exposición biaxial real de cabeza estimada en haber alcanzado un Índice de Severidad de 1500. Esto sucedió en una carrera con un coche cohete en la que se midió 45G en el asiento. No hubo daño cerebral en esta exposición, si bien sí hubo hemorragias retinales.

Se ha informado de cierto éxito en el uso del concepto de Índice de Severidad para reducir daños cerebrales que se producen en jugadores de fútbol americano. Entre un 73 y un 100 por ciento de las víctimas fatales por lesiones cerebrales reportadas anualmente en este deporte se han producido por hematomas subdurales. Comenzando en 1970-1971, los cascos para fútbol americano fueron diseñados para atenuar impactos en la cabeza de un SI de menos de 1500 en una simulación de un impacto severo en la cabeza. La influencia de este criterio de impacto quedó demostrada en el 50% de reducción en los incidentes fatales (normalizado) cuando se compara las temporadas posteriores y las anteriores a 1971 (Ref. 25).

4.2.3.2 Criterio de lesión en la cabeza (HIC) – Versace (Ref. 26) examinó la relación entre la Curva de Tolerancia de Wayne State y el Índice de Severidad. En respuesta a eso, la NHTSA definió un nuevo parámetro: el Criterio de Lesiones en la Cabeza (Head Injury Criterion) (HIC) como:

HIC = ( ) ( )max

5,2t2

t1121212 a(t)dt

tt1tttt

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡

⎭⎬⎫

⎩⎨⎧

−−− ∫

donde: t1-t2 son los tiempos inicial y final (expresados en segundos) del intervalo durante el cual HIC alcanza un valor máximo, y a(t) es la aceleración resultante (expresada en G) medida en el centro de gravedad de la cabeza. El HIC reemplazó al SI en versiones posteriores de la norma FMVSS 208 con un valor HIC de 1000 especificado como nivel de tolerancia a la conmoción.

Un punto que vale la pena ser destacado es un estudio llevado a cabo por Hodgson y Thomas (Ref. 27) que llegó a la conclusión que el intervalo de HIC (t1-t2) debe tener menos de 15 ms. de duración para presentar algún peligro de contusión, incluso si el valor de HIC excede 1000. Este hallazgo derivó del examen de eventos para los cuales se conocían o se pudieron deducir los resultados o las consecuencias de las conmociones.

4.2.3.3 Modelos matemáticos del cerebro – algunos investigadores en el campo de las lesiones cerebrales han buscado conocimientos con respecto al comportamiento del cerebro mediante el desarrollo de modelos matemáticos del cerebro y/o del cráneo. Los primeros investigadores en este campo emplearon modelos continuos. Muchos de estos trabajos son revisados en la Ref. 28. Estos modelos simples probaron no ser satisfactorios, y la atención se volcó a formulaciones con elementos finitos. Ward y Thompson desarrollaron uno de los modelos más avanzados de este tipo (Ref. 29). Más recientemente, Ward y otros propusieron un criterio de lesiones cerebrales basado en la presión intracraneal calculada a partir de la respuesta del modelo a las aceleraciones de entrada (N. de la T.: aplicadas) (Ref. 30).

4.2.3.4 Tolerancia lateral del cerebro – toda la discusión precedente está basada en información obtenida a partir de impactos en la cabeza en dirección a-p. Algunos estudios laterales que utilizaron cadáveres y primates han sido reportados por Stalnaker (Ref. 31). Estos estudios llegaron a la conclusión que el umbral para lesiones cerebrales cerradas irreversibles en humanos se producían cuando la aceleración traslacional de la cabeza alcanzaba un pico de 76 G con un pulso de duración de 20 ms.

Got y otros realizaron 22 pruebas de caída lateral empleando cadáveres con sistemas arteriales cerebrales presurizados (Ref. 32). Diecisiete de estos especimenes llevaban puesto un casco, 3 no lo llevaban y fueron golpeados contra una superficie con almohadilla, y 2 no llevaban casco y fueron golpeados contra una superficie rígida. Se consideró que 16 de estos casos produjeron resultados útiles, con valores de HIC desde 900 a más de 2000. Para valores de HIC iguales a o menores de 1500 (10 casos), 2 especimenes excedieron un valor de lesión AIS de 3; para valores de HIC iguales a o menores de 1000 (2 casos), 1 espécimen recibió un nivel de lesión AIS de 0, y el otro un nivel de 2. Debe notarse que los daños cerebrales encontrados comúnmente con el uso del procedimiento de presurización del cerebro utilizando tinturas líquidas son roturas arteriales, que son lesiones mucho más serias que la conmoción reversible en la que se basa la Fig. 1. El sistema venoso no fue presurizado, reduciendo la posibilidad de detectar alguna falla en sus vasos. También debe notarse que no puede detectarse daños neurofisiológicos en experimentos con cadáveres.

Melvin y otros (Ref. 33) investigaron impactos laterales en cadáveres no embalsamados contra estructuras rígidas y deformables. Ellos hallaron que, para impactos de cabeza contra paredes rígidas, comenzó a producirse un daño cerebral de AIS 4 o mayor a velocidades de impacto de cabeza de 20 mph (33 km/h).

Nahum y otros realizaron tests de impactos laterales sobre las cabezas de 5 cadáveres utilizando un impactor con almohadilla (Ref.34). Se utilizó presurización arterial con una disección posterior a la prueba que mostró hemorragias subaracnóideas en las superficies cerebrales laterales. Los valores de HIC fueron de 1340 a 5246, con una media de 2930.

4.3 Resistencia de los huesos faciales – los huesos faciales principales son la mandíbula (maxilar inferior), el maxilar superior y los dos cigomas (pómulos). Todos ellos son prominentes y pueden ser golpeados en diferentes lugares y desde direcciones diferentes. Además, todos estos huesos pueden ser cargados de forma individual o colectiva dependiendo del tamaño, la forma, y la docilidad de la superficie impactada. La literatura existente sobre fracturas de los huesos faciales es limitada, pero la gran mayoría trata acerca de la resistencia de los huesos individuales. El impactor común utilizado era plano, circular, con una superficie de 1 pulg.2 (61/

2 cm2) y estaba cubierto de con poco o nada de material acolchado. Por lo general, los impactos de prueba fueron aplicados a la parte más prominente del hueso y esencialmente más normal. En la Tabla 2 se encuentra disponible un resumen de la información sobre fracturas de hueso facial.

4.3.1 CIGOMA – se encuentran disponibles 4 estudios en los que se utilizó un impactor de 11

/8 pulg. (2,9 cm) de diámetro para golpear el pómulo. Tres de estos estudios emplearon golpes sobre la porción frontal del pómulo (cerca de su unión con el maxilar superior), mientras que el cuarto estudio se dirigió al medioarco. Los resultados de estas 4 investigaciones fueron similares y sus hallazgos pueden resumirse en los resultados reportados por Nahum (Ref. 35).

(a) La carga de tolerancia mínima fue de 200 lb (0,89 kN). El nivel recomendado por ellos para una fractura clínicamente importante es de 225 lb (1kN).

(b) El hecho de estar embalsamadas no pareció afectar los resultados para las áreas afectadas.

(c) El espesor del tejido blando que recubre jugó un papel importante. En otro estudio del pómulo, Hodgson (Ref. 36) exploró los efectos del aumento de la

superficie del impactor. Llevó a cabo pruebas en pares sobre 5 cadáveres. El pómulo de un lado de la cara fue golpeado con un impactor de 11/

8 pulg. (2,9 cm.) de diámetro, mientras que el pómulo opuesto fue golpeado con un impactor de 29/

16 pulg. (6,5 cm.) de diámetro. Las cargas de fractura promedio fueron 283 lb. (1,26 kN) y 573 lb. (2,55 kN) respectivamente.

4.3.2 MAXILAR SUPERIOR – el maxilar superior es el más débil de los huesos de la cara cuando el impacto está dirigido al hueso delgado que cubre el seno maxilar. Scheneider y otros (Ref. 5) reportaron que cada una de las fracturas en su estudio del maxilar resultó ser “deprimida y conminuta” debido a la rotura de esta corteza ósea. Ellos llevaron a cabo 13 impactos (que produjeron 11 fracturas) con un impactor plano de 11/8 pulg. (2,9 cm.) de diámetro. La fuerza de fractura promedio fue de 257 lb. (1,15 kN) y su rango de fractura fue de 140-445 lb. (0,62-1,98 kN). Un estudio previo del maxilar hecho por Nahum y otros (Ref. 35) reportó un rango de 175-210 lb. (0,78-0,93 kN) como “tolerancia clínica a la fractura”.

4.3.3 MANDÍBULA – el tamaño y la forma de la mandíbula presenta una amplia variedad de posibilidades de impacto. Schneiner y otros (Ref. 5) notaron cierta indeterminación para asestar impactos hacia el centro de la mandíbula. Si el golpe era dirigido hacia el cráneo y los dientes estaban en contacto, podían soportarse fuerzas grandes antes de que se produjera la falla en el cuerpo mandibular o sínfisis. Sin embargo, si el golpe estaba dirigido hacia el cuello, la carga era llevada principalmente por las apófisis condilares (donde la mandíbula articula con el cráneo), las cuales fallaban a cargas menores. En esta serie de Schneiner, las fracturas se produjeron en las tres ubicaciones: los niveles de fuerza de fractura para los 9 especimenes testeados fueron de 425-925 lb. (1,89-4,11 kN), con un valor promedio de 639 lb. (2,84 kN) para las seis fallas obtenidas. Un estudio previo (Ref. 35) había hallado un

“rango clínico de fractura” de 350-400 lb. (1,56-1,78 kN) para impactos hacia la sínfisis de la mandíbula.

Se ha llevado a cabo impactos laterales al cuerpo de la mandíbula, con un impactor de 11/8

pulg. 2,9 cm.) de diámetro y con uno rectangular de 1x 4 pulg. (2,5 cm. x 10 cm.) alineado con el cuerpo. El primer estudio obtuvo “valores menores de fractura” de 290-325 lb. (1,29-1,44 kN) (Ref. 35), mientras que el último estudio produjo un rango de fractura de 184-765 lb. (0,82-3,41 kN) y una carga de fractura promedio de 431 lb. (1,92 kN) (Ref. 5).

4.3.4 CARA COMPLETA – un estudio disponible indica que el esqueleto facial es sumamente fuerte cuando se produce contacto facial contra una superficie acolchada y deformable. Daniel y Patrick (Ref. 37) condujeron 22 pruebas sobre rieles utilizando cadáveres sujetados con cinturones de cintura en un automóvil. Las velocidades de impacto de la cabeza fueron entre 9 y 40 mph (4 y 18 m/s). La geometría de la prueba fue tal que las cabezas de los cadáveres por lo general golpeaban la parte superior del panel de instrumentos acolchado primero con el mentón. Las cabezas luego rotaban hacia adelante hasta que se producía un contacto facial completo. No se encontraron lesiones óseas faciales en esta serie. Todas las aceleraciones de cabeza a-p estuvieron por debajo de 60 G, excepto por la única carrera a 40 mph (18 m/s). Aquí la aceleración fue de 165 G.

4.4 Impacto directo al cuello – la porción anterior (frente) del cuello contiene dos tejidos rígidos que son delicados y vitales. Estos tejidos, el cartílago tiroides y el cartílago cricoides, se encuentran en el extremo superior de las vías respiratorias en el cuello. Por lo tanto, el colapso de estos cartílagos puede obstruir el flujo de aire. El cartílago tiroides tiene forma de espoleta (wishbone) con un ápice relativamente contundente. El ápice (nuez de Adán) hace frente en forma anterior. El cartílago cricoides está inmediatamente debajo del tiroides. Tiene forma de aro y envuelve por completo a la tráquea.

4.4.1 DATOS DE MELVIN – la fragilidad de los cartílagos tiroides y cricoides está ilustrada en la Tabla 3. Melvin y otros (Ref. 38) emplearon una máquina de pruebas de alta velocidad Plastechon para conducir pruebas de compresión dinámicas sobre 8 laringes humanas extirpadas y no embalsamadas. Ellos descubrieron un agrietamiento incipiente ocurrido a una media de carga de 40,6 lb (181 kN) para el cartílago tiroides y una media de carga de 55,5 lb (247 kN) para el cricoides cuando cada uno de ellos fue cargado en forma separada. Como parte de este programa, ambos cartílagos también fueron cargados simultáneamente a muy grandes deflexiones (la mitad de su dimensión original) a través del uso de una placa chata de 1 ½ pulg. (38 mm) de diámetro. Para esta situación la fuerza aumentó hasta un nivel medio de 110 lb (490 kN). Debe notarse que esta deflexión del 50% representa un nivel de fractura muy grave en el cual resultó inminente un colapso total de la laringe.

4.4.2 DATOS DE GADD – otro estudio de laringe por parte de Gadd y otros (Ref. 39) probó cuerpos humanos no embalsamados con la laringe in situ y obtuvo cargas algo más altas que Melvin. El programa de Gadd utilizó un peso de caída instrumentado de 1 pulg.2 de superficie (6 ½ cm2) y produjo fracturas marginales ya sea del cartílago tiroides o del cricoides a cargas dinámicas de 90-100 lb (400-450 kN).

4.5 Lesiones de cuello producidas por cargas inerciales en la cabeza – en colisiones de automóviles, pueden ocurrir lesiones en el cuello como resultado de su curvatura a partir de la carga inercial sobre la cabeza. Cuando el tronco es acelerado (o desacelerado) violentamente, la inercia de la cabeza genera grandes cargas y deflexiones potencialmente dañinas sobre el cuello.

La curvatura del cuello puede darse en cualquier dirección. En la terminología médica, la curvatura hacia atrás del cuello se llama extensión. La curvatura hacia delante se denomina

flexión. La curvatura hacia los laterales se llama flexión lateral. El gesto de decir “no” con la cabeza se denomina rotación.

4.5.1 ESTRUCTURA DEL CUELLO – el esqueleto del cuello está formado por 7 vértebras cervicales. A estas vértebras se las denomina con un número, en orden desde arriba hacia abajo, C-1, C-2, etc. No hay dos vértebras cervicales idénticas. Sin embargo, desde la vértebra C-3 hasta la C-7 son bastante similares entre sí. Los cuerpos vertebrales adyacentes están separados por tejidos cartilaginosos llamados discos intervertebrales. Las articulaciones vertebrales están estabilizadas por tejidos conectivos fibrosos llamados ligamentos. Estos ligamentos además limitan el grado de movimiento relativo entre las vértebras.

El movimiento relativo de la columna vertebral cervical y la cabeza se logra a través de pares de músculos que están adheridos al cráneo, a las vértebras individuales y al tronco por medio de los tendones. Estos pares de músculos, que son simétricos sobre el lado derecho y el izquierdo del cuerpo, responden en diversas acciones grupales para producir el movimiento deseado de la cabeza y del cuello. Los pares de músculos que producen la flexión voluntaria son los que resisten la extensión, y viceversa.

Los músculos que se encuentran detrás de la cabeza/cuello son más masivos que aquellos ubicados en el frente. Además, los primeros están situados más lejos del pívot cabeza-cuello (los cóndilos occipitales). En consecuencia, se puede desarrollar mayores momentos para resistir la flexión que para resistir la extensión. Además, se requiere un nivel de fuerza muscular resultante menor para producir la misma magnitud de momento de curvatura resistente en la flexión que en la extensión.

4.5.2 MECANISMOS DE LESIÓN 4.5.2.1 Lesiones por hiperextensión y mecanismos asociados – las colisiones en la parte

trasera representan la mayoría de las lesiones de cuello diagnosticadas ocurridas a los pasajeros de vehículos. Las lesiones de cuello resultantes por lo general están clasificadas como traumatismos por hiperextensión, e incluyen síntomas tales como dolor localizado de cuello, dolor que se irradia hacia los hombros, dolores indefinidos, malestares y vértigo causado por distensión muscular, daños en los ligamentos, lesiones en las articulaciones, o fracturas de diversas partes de las vértebras cervicales. La participación de las vértebras cervicales, las articulaciones, los ligamentos conectivos y los músculos en una colisión trasera puede ser analizada cualitativamente, pero es difícil de cuantificar.

Si la cabeza gira hacia un lado en el comienzo de una colisión trasera, los ligamentos del cuello serán predistendidos, y se necesitará menos articulación del cuello para producir fuerzas de resistencia altas. En consecuencia, habrá menos tiempo disponible para que los músculos del cuello respondan en ayuda de la aceleración de la cabeza, colocando una carga mayor sobre los ligamentos. Por esta condición, el cuello puede ser más susceptible a lesiones.

4.5.2.2 Lesiones por hiperflexión y mecanismos asociados – no se han reportado lesiones de cuello por hiperflexión en pasajeros sujetados con cinturón de cintura/ tres puntos con cierta frecuencia en estudios de accidentes reales. Un estudio realizado por Vazey y Holt (Ref. 40A) en víctimas de pasajeros de vehículos que llevaban puestos cinturones de cintura/ tres puntos indicó que solamente 2 de las 136 víctimas fatales fueron causadas por lesiones en el cuello. En estos dos casos, los compartimientos de los pasajeros se vieron severamente comprometidos. Es dudosa la participación del cinturón de tres puntos en la producción de estas dos lesiones de cuello. Por el contrario, Schmidt y otros (Ref. 40B) realizó una serie de 100 pruebas de colisiones frontales simuladas en carros sobre rieles en que se utilizaron cadáveres sujetados con cinturones de cintura/ tres puntos como pasajeros. Se usaron velocidades de 30, 40 y 50 km/h. La curva desaceleración-tiempo resultó trapezoidal con meseta de niveles de desaceleración entre 16,9 y 25,6 G. Los cadáveres no estaban

embalsamados y la distribución de edad al momento de la muerte fue de 12 a 83 años. Mientras el daño observado más frecuentemente en los cadáveres fue la fractura de costilla, 46 de los 100 cuerpos tuvieron daño en el cuello, la mayoría de dicho daño concentrada en el nivel de C-7 y T-1.

Hay una cantidad de posibles explicaciones para la diferencia en la frecuencia de los daños producidos en flexión de cuello en el campo y en las pruebas experimentales. La estructura del cuello en los cadáveres no embalsamados es flácida. Los músculos del cuello no pueden transmitir ninguna carga significativa incluso cuando el cuello está hiperflexionado. Todas las cargas del cuello deben ser transmitidas por las vértebras óseas, los discos intervertebrales y los ligamentos que rodean. En los seres humanos con vida, los músculos del cuello pueden transmitir cargas, compartiendo la distribución de la carga con otras estructuras del cuello. La implicancia de esta diferencia en las estructuras que llevan las cargas en los cadáveres y en los seres humanos con vida es que mientras el cadáver imita los patrones de daños en el cuello humano, el daño en el cadáver se produce a niveles de severidad de colisión más bajos. Por otro lado, la información publicada con respecto lesiones en el cuello en accidentes reales puede no representar la frecuencia real de las lesiones en el cuello, ya que no se realizan de manera rutinaria autopsias detalladas de cuello. Además, en las circunstancias más severas de colisiones frontales, la cabeza del pasajero sujeto con cinturón puede impactar con la parte delantera del interior. Esto es particularmente cierto en el caso del conductor. En dichos casos, la carga en la cabeza produce una redistribución de la carga en el cuello que podría reducir el potencial de lesiones en el cuello.

Las fuerzas de corte en el cuello son importantes en la flexión antes de que el mentón entre en contacto con el tórax. Para las vértebras C-3 hasta la C-7 hay superficies y ligamentos que entrelazan hueso con hueso y que transportan estas fuerzas de corte cuando el cuello es flexionado. Este no es el caso de las articulaciones superiores del cuello (cóndilos occipitales/C-1 y C1/C-2). Aquí los ligamentos deben transportar las cargas de corte. Por lo tanto, estas articulaciones superiores tienen la mayor probabilidad de lesionarse por el corte.

Cuando el mentón entra en contacto con el tórax, se produce una redistribución de la carga. El contacto mentón-tórax hace que se desarrolle un nivel de fuerza menor en los músculos posteriores para la misma magnitud del momento de curvatura resistente. Además, la fuerza sobre el mentón tiene un componente que es paralelo a la fuerza de corte desarrollada por el cuello, y asiste en la desaceleración de la cabeza. La trasferencia de carga desde los ligamentos del cuello hasta el mentón reduce la carga de corte transmitida entre la cabeza, C-1 y C-2, y reduce la probabilidad de lesiones en estas áreas.

Al flexionarse el cuello, se comprimen las porciones frontales de los discos intervertebrales. Pueden producirse lesiones en los discos si las fuerzas de compresión resultan suficientes. Además, pueden fracturarse las porciones anteriores de los cuerpos vertebrales. Pueden desgarrarse los ligamentos posteriores a las superficies articulares durante la hiperflexión. En particular, los ligamentos que unen apófisis de la espina adyacentes son candidatos principales a lesionarse, ya que éstos sufren la mayor elongación. Las cargas en los ligamentos y en los músculos pueden fracturar las apófisis de la espina o las partes de las vértebras que rodean a la espina dorsal.

4.5.2.3 Lesiones por flexión lateral y mecanismos asociados – las lesiones por flexión lateral se producen con menor frecuencia que los otros dos tipos de lesiones de cuello. En general, en una colisión lateral (impacto lateral), no se produce una flexión lateral severa del cuello. Para una colisión del lado más lejano, la parte superior del tronco se acelera, pero puede estar libre para rotar hacia el lateral impactado, minimizando las fuerzas del cuello requeridas para acelerar la cabeza. Para una colisión del lado más cercano, el tronco se acelera verticalmente, pero en general la cabeza impacta con la ventana de la puerta o con la

estructura lateral superior, minimizando las fuerzas del cuello. Si ocurriere una flexión lateral severa, puede encontrarse lesiones de los ligamentos y/o fracturas de las apófisis articulares de las vértebras en el nivel de C-5 a C-7.

4.5.3 FUERZA DEL CUELLO – obtener mediciones de cada uno de los mecanismos de lesiones que discutimos previamente puede ser una tarea difícil, si no imposible. En primer lugar, no puede exponerse a los voluntarios a situaciones que produzcan lesiones. En segundo lugar, no se puede realizar con frecuencia mediciones importantes in vivo. En consecuencia, se debe utilizar enfoques indirectos para obtener información que pueda estar relacionada con la fuerza general del cuello.

Se han utilizado tres enfoques para obtener datos sobre la fuerza del cuello. Se llevaron a cabo pruebas estáticas de fuerza en el cuello con voluntarios que resistieron cargas estáticas aplicadas a sus cabezas. Se realizaron pruebas dinámicas donde los voluntarios fueron sometidos a situaciones de aceleraciones no lesionantes controladas. En estas últimas pruebas, el tronco está sujetado y la cabeza es acelerada por el cuello. Un tercer enfoque utiliza cadáveres de manera similar a las pruebas dinámicas con voluntarios, excepto que la severidad de la exposición puede ser aumentada hasta que se produzca un daño físico en la estructura del cuello.

En las pruebas de cuello dinámicas, es común medir las aceleraciones de la cabeza y la posición angular de la cabeza con relación al tronco. En las pruebas estáticas, la medición común es la fuerza aplicada a la cabeza. Los investigadores han notado falencias en relacionar la severidad de las lesiones con dichas mediciones. Para las pruebas estáticas, la carga aplicada a la cabeza sí describe el nivel de fuerza que debe resistir el cuello, pero no define directamente el momento de flexión resistente que debe desarrollar el cuello. Lo mismo es cierto para las aceleraciones medidas en las pruebas dinámicas. En un esfuerzo para minimizar estas falencias, Mertz y Patrick (Ref. 41) desarrollaron un método para calcular las reacciones resultantes desarrolladas entre la parte superior del cuello y la base del cráneo (cóndilos occipitales) tanto para el enfoque estático como el dinámico. Este método permite que se realicen comparaciones directas entre las reacciones estáticas y dinámicas del cuello.

La posición angular de la cabeza con relación al tronco puede ser utilizada como medida de la severidad de la flexión del cuello. Sin embargo, debe notarse que el cuello puede lesionarse sin exceder su rango angular estático de movimiento. Además, cuando el cuello es flexionado hasta una articulación extrema, la posición angular relativa pasa a ser una débil medida del potencial de lesión, porque un pequeño aumento en la articulación, algo muy difícil de medir con precisión, produce grandes aumentos en las cargas del cuello. Las mediciones de las cargas del cuello pueden ser un mejor indicador del potencial de lesión.

4.5.3.1 Esfuerzo estático del cuello – Mertz y Patrick (Ref. 41 y 42) y Patrick y Chou (Ref. 43) han llevado a cabo pruebas en voluntarios para determinar la reacción del cuello sobre la cabeza para cargas aplicadas estáticamente a la cabeza. Los resultados principales de estos estudios están resumidos en las Tablas 4 y 5. La Tabla 4 es un resumen de los momentos máximos de flexión estática desarrollados en los cóndilos occipitales para las diversas condiciones de carga. Las fuerzas de corte y axiales máximas que se observaron están detalladas en la Tabla 5. Debe notarse que ninguna de estas fuerzas es el límite superior de las reacciones a las cargas no lesionantes entre la cabeza y el cuello en los cóndilos occipitales. Las pruebas eran terminadas normalmente debido a las molestias producidas por las correas utilizadas para aplicar las cargas a la cabeza. No se produjeron lesiones ni dolores en el cuello como resultado de algunas de estas cargas. Son consideradas reacciones del cuello no lesionantes, y corresponden a una calificación en la escala AIS de cero.

Gadd y otros (Ref. 39) sometieron a cadáveres a cargas de curvatura de cuello estáticas hacia atrás y laterales. Notaron que se produjeron lesiones leves en los ligamentos para 80 grados de curvatura de cuello hacia atrás y 60 grados de curvatura de cuello lateral.

4.5.3.2 Esfuerzo dinámico del cuello – Mertz y Patrick (Ref. 41 y 42) y Patrick y Chou (Ref. 43) también han llevado a cabo pruebas en voluntarios y en cadáveres para determinar la reacción del cuello sobre la cabeza bajo condiciones dinámicas. Los resultados principales de estos estudios están resumidos en la Tablas 6 para los voluntarios, y en la Tabla 7 para los cadáveres. El momento de curvatura para la flexión hacia delante incluye el momento de la fuerza del mentón tomado con respecto a los cóndilos occipitales.

Mertz y Patrick (Ref. 41 y 42) hallaron que el momento de curvatura resultante era un excelente indicador del esfuerzo del cuello. Basados en los datos obtenidos a partir de cadáveres, ellos sugirieron niveles de tolerancia para el percentil 50 de adultos varones. Para la flexión se propuso un momento de curvatura resultante de 140 pies-libras (190 N·m) como límite inferior para el nivel de tolerancia a las lesiones. Este momento de curvatura no produjo ningún daño discernible en los ligamentos en cadáveres. Para la extensión se sugirió un nivel de tolerancia a las lesiones de 42 pies-libras (57 N·m). Este nivel está asociado a los daños en ligamentos en un cadáver. Sin embargo, debe notarse que el cadáver era relativamente viejo, y además, que puede haber habido una degeneración en la resistencia del tejido ligamentoso comparado con tejido vivo. Basados en estos niveles de tolerancia sugeridos para momentos de curvatura, el cuello parece ser tres veces más fuerte en resistir la flexión que la extensión.

Ewing y Thomas (Ref. 44) también han llevado a cabo pruebas dinámicas de curvatura de cuello hacia delante con voluntarios instrumentados. Estas pruebas han estado dirigidas hacia la obtención de datos con respecto a la respuesta del cuello, no de datos sobre la tolerancia. Sin embargo, para algunas de las condiciones de prueba más severas, ellos calcularon los momentos máximos de curvatura de cuello hacia delante en relación con los cóndilos occipitales. Tres de los voluntarios desarrollaron momentos máximos de curvatura de 22,5 pies-libras (35 N·m), 33,2 pies-libras (45 N·m) y 36,9 pies-libras (50 N·m) sin dolor alguno. Estos valores son coherentes con los resultados de curvatura hacia delante de Mertz y Patrick (Ref. 41) detallados en la Tabla 6 donde se observó dolor en el cuello, lesión AIS = 1, a 65 pies-libras (88,2 N·m).

Nyquist y otros (Ref. 45) sometieron a un dummy instrumentado (Hybrid III, Ref. 46) a de accidentes simulados con pasajeros sujetos con cinturón de cintura y de tres puntos. Al dummy se le colocaron instrumentos para medir las cargas resultantes en el cuello en la interfase entre la cabeza y el cuello. Para cada accidente simulado, el tipo de lesión de cuello esperado y su severidad fueron inferidos a partir de los datos de accidentes reales. Nyquist midió un momento de curvatura de cuello hacia delante de 110 pies-libras (152 N·m) junto con una carga de corte de cuello a-p de 670 lb. (2,97 kN) y una carga de tensión axial de cuello de 740 lb. (3,29 kN) en condiciones de prueba asociadas con un nivel de lesión de cuello de AIS = 1. En este estudio no se simularon situaciones que produjeran lesiones serias de cuello. En el punto 5.2.2 se discute las limitaciones de la recreación de accidentes reales.

4.6 Lesiones de cuello producidas por carga en la cabeza – el cuello puede lesionarse debido a cargas en la cabeza. Durante la carga de la cabeza, parte o toda la carga es transmitida hacia el tronco por la estructura del cuello. La magnitud de la carga transmitida depende de la ubicación y de la dirección de la carga de la cabeza, la inercia de ésta y la configuración de la columna cervical cuando se aplica la carga sobre la cabeza. Por ejemplo, si el cuello está derecho cuando se aplica una carga longitudinal o lateral a la cabeza, entonces el cuello puede sufrir una curvatura importante antes de transmitir grandes cargas de cuello al tronco. Sin embargo, si una carga es aplicada a la cabeza colineal con la columna cervical y el

cuello está derecho, puede transmitirse grandes cargas de tensión (= tensile) o compresivas al tronco con poca distorsión del cuello.

Hodgson y Thomas (Ref. 47) trataron el efecto de la configuración del cuello sobre la magnitud de cargas compresivas axiales transmitidas por el cuello, y la ubicación y el tipo de lesiones de cuello para impactos en la parte superior de la cabeza. Ellos midieron esfuerzos óseos sobre las superficies anteriores de las vértebras cervicales 3°, 5° y 7° de cadáveres para varias articulaciones de cuello. Para una carga dada sobre la cabeza, los esfuerzos del cuerpo cervical anterior fueron los más bajos cuando las vértebras estuvieron alineadas; es decir, con el cuello recto. Esto implica que el cuello se comportó como una columna y que la carga compresiva sobre el cuello debería ser un buen indicador del potencial de lesiones de cuello. Cuando el cuello está flexionado, las vértebras cervicales están sujetas a un momento combinado de compresión axial y curvatura. Para esta condición, la carga de compresión axial sola puede no ser un buen indicador del potencial de lesiones de cuello.

Culver y otros (Ref. 48) sometieron a cadáveres a impactos superiores-inferiores en la cabeza. Los cuellos de los cadáveres no estaban flexionados y se utilizó un impactor con almohadilla para evitar fracturas de cráneo. En la Tabla 8 se da un resumen de las cargas pico aplicadas a la cabeza y de los traumatismos de cuello observados. La media de carga pico compresiva axial en la cabeza que produjo traumatismos de cuello fue de 1620 lb (7,22 kN), y el rango fue de 1060 lb (4,71 kN) - 1990 lb (8,85 kN).

Nusholtz y otros (Ref. 49) condujeron pruebas de impacto en la corona de la cabeza. En estas pruebas, se varió el espesor de la almohadilla que cubría la superficie del impactor para dar diferentes características fuerza-tiempo. En la Tabla 9 se da un resumen de las cargas pico aplicadas en la cabeza y del daño resultante en el cuello. Las cargas pico en la cabeza que produjeron daños en el cuello tuvieron un rango de 405 lb (1,8 kN) a 2495 lb (11,1 kN) y un valor medio de 1210 lb (5,4 kN). Los autores llegaron a la conclusión de que la configuración inicial de la columna cervical tuvo una gran influencia en la capacidad de transporte de la carga y en los patrones de daño que se observaron. Téngase en cuenta que tanto Culver y otros como Nusholtz y otros midieron cargas aplicadas a la CABEZA. Las cargas compresivas axiales al CUELLO correspondientes a estas cargas aplicadas a la CABEZA podrían ser menores debido a los efectos inerciales de la masa de la cabeza.

En un programa de reconstrucción de accidentes, Mertz y otros (Ref. 50) expusieron un dummy Hybrid III con instrumentos a impactos en la cabeza utilizando otro dummy impulsado con un resorte y que tacleaba, impactos que produjeron lesiones serias en el cuello en jugadores de fútbol americano. En estos ensayos, el dummy estaba orientado de modo que la carga fuera aplicada en la parte de arriba de la cabeza, cargando a la estructura del cuello en compresión con una rotación mínima de la cabeza. Esta configuración fue elegida para producir el valor máximo de fuerza de compresión en el cuello para la velocidad de impacto utilizada. La carga compresiva en el cuello medida por el dummy Hybrid III debe ser representativa del límite superior de la carga compresiva axial máxima que un ser humano de peso equivalente podría experimentar para la misma velocidad de impacto, ya que la rigidez relativamente suave del dummy “tacleador” (= tackling) debería enmascarar el efecto de la respuesta relativamente rígida del cuello necesaria para obtener una carga compresiva máxima. Basados en sus resultados, ellos propusieron un criterio de lesiones dependiente del tiempo para cargas en el cuello compresivas axiales (ver Fig. 2). Exceder el criterio implica que son probables las lesiones graves de cuello (deterioro permanente de alguna función corporal). Sin embargo, estar por debajo de este criterio NO implica que no vaya a producirse lesiones graves en el cuello si otros tipos de carga en el cuello se encuentran presentes.

4.7 Tórax – el tórax humano es una armazón acanalada (caja torácica) que contiene los siguientes órganos importantes: corazón, pulmones, tráquea, esófago y vasos sanguíneos

importantes. El tamaño y la forma del tórax depende de la edad y del sexo del individuo, pero a grandes rasgos se lo puede describir como un cono truncado con menos profundidad que ancho. La caja torácica es una estructura semirígida que brinda protección a los órganos internos y que facilita la mecánica de la respiración.

4.7.1 LESIONES TORÁCICAS – se puede dividir a estas lesiones en dos tipos: (a) lesiones a los órganos torácicos internos; y (b) lesiones a la caja torácica. Las lesiones a los órganos incluyen: neumotórax3, hemotórax4, rupturas en el corazón, rupturas en las arterias conectadas al corazón, lesiones en el músculo cardíaco, contusiones, golpes o rupturas en los pulmones. De todas éstas, la más frecuente y la más grave es la ruptura de la aorta, que es la arteria más importante ligada al corazón. Se cree que las lesiones cardíacas son causadas por la compresión del corazón entra la columna vertebral y el esternón. Hay una mayor posibilidad de ruptura cardiaca si el corazón se encuentra en el momento de su ciclo de bombeo en el que está lleno de sangre. Los desgarros en la aorta normalmente se producen justo más allá del arco aórtico en su unión con la arteria subclavia. Estos desgarros comúnmente son transversales al eje del vaso. Aún no se ha comprendido el mecanismo exacto de la falla. Las lesiones a la caja torácica incluyen fracturas de las costillas y el esternón, y con menor frecuencia, dislocaciones y fracturas de las vértebras torácicas. Las fracturas de costilla se vuelven peligrosas si los extremos de la costilla fracturada están desplazados hacia el punto donde puedan pinchar algún órgano interno, o si son lo suficientemente numerosas como para inhibir la inspiración adecuada.

4.7.2 CRITERIOS DE LESIONES TORÁCICAS – se han sugerido diversos parámetros para el monitoreo del efecto de un golpe en el tórax basados en la aceleración, la fuerza, la desviación del tórax, o en una combinación de todos éstos. Diferentes investigadores han llevado a cabo estudios sobre impactos en el tórax, utilizando cadáveres embalsamados y no embalsamados, animales (monos, perros y cerdos) y voluntarios, para cargas cuasiestáticas. Existen dificultades asociadas con el uso de cualquiera de estos sujetos de estudio mencionados anteriormente para la determinación de la tolerancia a las lesiones en el tórax. Con cadáveres, puede ser necesario hacer correcciones para poder justificar la falta de tono muscular y la hinchazón (inflation) de los pulmones, en comparación con seres humanos vivos. Un método utilizado comúnmente en cadáveres para medir lesiones en el tórax es la fractura de costilla, aunque éste es un factor altamente dependiente de la edad. Los datos obtenidos en pruebas con animales deber ser llevados a escala para poder justificar las diferencias de forma y tamaño de la caja torácica de éstos en comparación con la de los seres humanos. La interpretación de las lesiones es complicada debido a las diferencias anatómicas entre los órganos que se encuentran dentro del tórax en los humanos y los que se hallan en los animales experimentales.

La mayoría de los estudios experimentales de impactos en el tórax han incluido impactos frontales que utilizaron ya sea impactores simples o sistemas de sujeción con cinturones. Hasta el momento no hay datos disponibles con respecto a impactos oblicuos de tórax.

4.7.2.1 Deflexión del tórax – en general, los investigadores han llegado a la conclusión de que la deflexión del tórax es una medida de respuesta que muestra una buena correlación con el daño en el tórax producido por impactos frontales contundentes. Neathery y otros (Ref. 51) han sido grandes defensores de esta teoría. Ellos analizaron los resultados de pruebas realizadas en 24 cadáveres que recibieron impactos frontales contundentes en el tórax producidos por un impactor simple. Utilizando un análisis de regresión, Neathery relacionó

3,4 Estos denotan, respectivamente, aire o sangre en el saco que rodea a los tejidos pulmonares.

esos traumatismos de tórax (utilizando la escala AIS de 1971) con sus deflexiones de tórax (normalizados según la profundidad del tórax) y las edades al momento de la muerte.

Basado en un nivel de lesión AIS = 3 (grave, no potencialmente mortal), y una mediana de edad de conducción de vehículos de 45 años, Neathery recomendó los siguientes límites de flexión esternal:

TABLA 10

Tamaño del pasajero Límite de deflexión esternal

recomendado para AIS 3 mm pulg. femenino percentil 5 60 2,36 masculino percentil 50 75 2,95 masculino percentil 95 90 3,54

La recomendación precedente para el percentil 50 de varones concuerda con las observaciones de Melvin hechas previamente (Ref. 52). Melvin y otros propusieron un límite de deflexión de tórax de 1,75 pulg. (44 mm) si se deseaba evitar una fractura de costilla. También llegó a la conclusión de que un rango de deflexión de 2,5-3,0 pulg. (64-76 mm) correspondería a un nivel de lesión AIS de 3.

En un posterior análisis de los datos utilizados por Neathery, Viano (Ref. 53) puso énfasis en la distinción entre las lesiones de tórax óseas y no óseas. Mediante la separación en estas dos clases de lesiones, Viano notó que las lesiones internas (que pueden ser fatales) solamente comenzaban a aparecer a relaciones P/D* de aproximadamente 0,40. En este nivel de deflexión, la caja torácica pierde su integridad estructural debido a las fracturas múltiples de costilla. El límite P/D de Viano de 0,40 es apenas mayor que el recomendado por Neathery de 0,387. Sin embargo, el límite de Viano representa el comienzo de lesiones potencialmente fatales (AIS = 4), mientras que el de Neathery representa un nivel AIS de 3, que es grave, aunque no potencialmente fatal. También debe notarse que el análisis de Viano no corrigió los efectos de los niveles de edad, como sí lo hizo el análisis de Neathery.

La desventaja principal del criterio de deflexión es la dificultad para realizar las mediciones, tanto en especimenes biológicos como en dispositivos de prueba. Una complicación mayor es que una sola medición de la deflexión por lo general no es representativa de la conducta completa de deformación del tórax, a menos que la naturaleza y la ubicación del impacto estén bien entendidas de antemano y que el transductor esté posicionado como corresponda.

4.7.2.2 Aceleración del tórax – las dificultades prácticas del criterio de deflexión han llevado a muchos investigadores a la conclusión de que las mediciones de la aceleración ofrecen una alternativa atractiva. Stapp (Ref. 54) reporta acerca de numerosas pruebas donde voluntarios fueron sometidos a ambientes de aceleración restringidos. Para una serie de pruebas con “carro deslizador a propulsión a chorro” donde los voluntarios estaban sujetados con arneses de sujeción utilizados por la fuerza aérea, se observó un choque (shock) cardiovascular (caída drástica de la presión sanguínea inmediatamente después de la prueba) en varias pruebas donde la desaceleración pico del carro se ubicó en un rango de 26-38,5 G con inicios de desaceleración de 896-1373 G/s. Desgraciadamente, estos sujetos no estaban equipados con acelerómetros en el tórax. * P/D = penetración dividida por la profundidad del tórax previo al impacto.

Mertz y Gadd (Ref. 55) reportan que un doble de riesgo equipado con instrumentos experimentó aceleraciones en el tórax de 46 G mientras impactaba de espaldas en un colchón grueso de goma espuma después de caer 57 pies (17,4 m) desde una torre. Viano y otros (Ref. 56) midieron la aceleración en el tórax de un artista que en su rutina se arrojaba desde una altura de 34,5 pies (10,5 m) hacia adentro de una pileta poco profunda, impactando en la superficie del agua con su abdomen. Ellos midieron aceleraciones en la columna torácica y en el esternón de 25 G y 224 G respectivamente para una caída de 15 pies (4,6 m). Los autores extrapolaron estos resultados a 686 G y 380 G respectivamente para la altura normal de la actuación del artista.

La norma FMVSS 208 actualmente especifica como aceptable a cualquier pulso de aceleración que “...no debe exceder los 60 G, excepto para intervalos cuya duración acumulada no sea mayor de 3 ms”. Previamente, la norma FMVSS 208 había aplicado un Índice de Severidad al pulso de aceleración del tórax. Este índice fue calculado exactamente de la misma manera que el Índice de Severidad para la cabeza, que discutimos previamente, y el límite de 1000 fue el mismo que para la cabeza. Tanto el límite de 60 G como el del Índice de Severidad para el tórax están basados en la aceleración resultante medida en el centro de gravedad del tórax del dummy.

Las aceleraciones medidas en un solo punto (según lo descrito anteriormente) no pueden representar adecuadamente la respuesta completa del tórax. Por esta razón Robbins y otros (Ref. 57) utilizaron un enfoque sofisticado en cuanto al uso de acelerómetros en la determinación de la respuesta general del tórax. Su grupo realizó pruebas en animales y en cadáveres equipados con 10 acelerómetros montados en 8 diferentes puntos de sus respectivas cajas torácicas y columnas vertebrales. Las condiciones de las pruebas incluyeron impactos frontales y, posteriormente, laterales (Ref. 58). Los instrumentos, que más tarde aumentaron a 12 acelerómetros, fueron elegidos para ser compatibles con los instrumentos que se utilizan con los dummies. Su intención es determinar una función predecible que les permita a estas señales de los acelerómetros ser combinadas de modo tal que se relacionen con las lesiones del tórax. Este enfoque requiere un gran número de pruebas y el uso de una computadora para generar modelos de regresión.

4.7.2.3 Carga por cinturón de tres puntos – en un análisis de la información obtenida a partir de 108 pruebas frontales con cadáveres sujetados con cinturones de seguridad llevadas a cabo en cinco institutos de investigación, Eppinger (Ref. 59) formuló una ecuación que predice el número de fracturas de tórax observadas (que incluye fracturas de costilla, esternón y clavícula) basada en la fuerza máxima del cinturón en la parte superior del tronco, el peso de cadáver y su edad al momento de la muerte. Como ejemplo de la aplicación de este método, Eppinger eligió utilizar las distribuciones de edad y peso de la población de víctimas de automóviles en EE.UU. en un choque frontal determinado, con un sistema de cinturón de seguridad determinado, a 30 mph (13,4 m/s). A partir de éste, el autor determinó que el número total de fracturas de costilla para la población elegida como objetivo podría minimizarse si las fuerzas del cinturón de tres puntos pudieran ser limitadas a 1300-1500 lb. Eppinger empleó un límite de golpe de 12 pulg. (305 mm) para su sistema de cinturón de seguridad, lo que previno un menor nivel de fuerza óptimo.

Foret-Bruno y otros (Ref. 60) informaron sobre la relación entre las lesiones en el tórax de pasajeros de vehículos y las cargas de cinturones de tres puntos estimada a partir de accidentes frontales en los que el pasajero se encontraba sujeto por un sistema único de cintura/tres puntos que absorbe energía que permitía que la carga en el cinturón de tres puntos fuera aproximada. Los pasajeros menores de 30 años no recibieron lesiones en el tórax con cargas de cinturón de tres puntos por debajo de 1650 lb (7,30 kN). En mayores de 50 años, comenzaron a producirse fracturas a aproximadamente 950 lb (4,20 kN) de carga de cinturón.

Los autores compararon estos resultados con el análisis de Eppinger y llegaron a la conclusión de que podía esperarse que los cadáveres soportaran de tres a cinco veces más fracturas de costilla que las víctimas con vida de choques bajo condiciones de impacto similares.

La desventaja de utilizar cargas de cinturón de tres puntos como criterio de lesión radica en su sensibilidad en la geometría del cinturón de tres puntos. La fuerza en el tronco no es solamente una función de las cargas en el cinturón, sino que también depende de los ángulos del cinturón en relación con el tronco. Es posible que estos ángulos del cinturón varíen entre los sistemas de sujeción, ya que son una función de variables tales como la ubicación del anclaje, la altura del asiento, la rigidez del mismo y las propiedades de la correa. También se puede esperar que los ángulos del cinturón cambien con el movimiento del pasajero durante el impacto.

4.7.2.4 Carga lateral – algunos límites recomendados para impactos laterales en el tórax provienen de un estudio en animales y cadáveres realizado por Stalnaker (Ref. 61). Se consideraron dos superficies de impacto en esta investigación. Una superficie lisa de 6 pulg. (15,2 cm) de diámetro fue utilizada para impactos contundentes, y un apoyabrazos simulado fue utilizado para impactos concentrados. Stalnaker llegó a la conclusión de que una deflexión lateral de tórax de 31% del ancho del tórax producida por la superficie contundente podría producir un nivel de lesión AIS de 3. Se halló que el límite de no-fractura comparable fue de 22%.

Tarriere y otros (Ref. 62) investigaron la tolerancia del tórax a los impactos laterales dejando caer cadáveres no embalsamados, suspendidos horizontalmente, contra una superficie amplia, lisa y con un celda de carga (load cell). Se utilizaron condiciones rígidas y con almohadillas. Los instrumentos colocados en el tórax de los cadáveres incluyeron acelerómetros triaxiales y varas de deflexión instalados transversalmente a través de la caja torácica y visualizados fotográficamente. El traumatismo predominante que se halló fue la fractura de costilla sin lesiones viscerales. Se realizaron pruebas de mineralización sobre muestras de costillas, posteriores a la prueba, para determinar si las muestras empleadas eran apropiadas. La fuerza, la aceleración y la deflexión fueron consideradas como posibles criterios de lesión, pero se halló que la deflexión proporcionó la mejor correlación con la severidad del traumatismo. Se halló que una deflexión de tórax relativa de 30% resultó igual a un nivel de lesión AIS ≤ 3. Este valor se compara razonablemente bien con la recomendación de Stalnaker.

Una consideración importante en la realización de pruebas de impactos laterales en vehículos es la ubicación del antebrazo del sustituto. El antebrazo puede estar ubicado junto al tórax o levantado, y así exponer al tórax a un impacto directo. Para resolver esta cuestión, sería necesario conocer las circunstancias de la ubicación del brazo en accidentes reales, además de los efectos biomecánicos del posicionamiento del brazo en los patrones de lesión posteriores en el tórax y en el brazo.

Cesari y otros (Ref. 63) estudiaron este último tema realizando pruebas de impactos laterales en 8 cadáveres no embalsamados. En la mayoría de estas pruebas, el brazo estaba junto al tórax, de modo que el tórax era impactado a través del brazo. Estos resultados fueron comparados con otros de una serie de pruebas similares, realizadas previamente, en las que el brazo se encontraba levantado y el tórax era golpeado de forma directa. El impactor fue un sector esférico con un radio esférico de 23,6 pulg. (60 cm) y con un radio sector de 6,9 pulg. (175 mm) y un peso de 51 lb (227 N). Las velocidades de impacto estuvieron entre 6,2 y 16,8 mph (10-27 km/h). Se halló que el brazo proporcionó cierto valor de protección al tórax cuando el brazo recibió el golpe. Este efecto de protección fue en general equivalente a un 10% de cambio en la velocidad del impactor. La naturaleza de las lesiones torácicas (diferenciadas a partir de su severidad) no se vio alterada apreciablemente por la presencia del

brazo. La fractura de costilla fue el traumatismo más predominante pero también se produjeron lesiones intratorácicas. Hubo solamente una fractura de brazo, en una prueba relativamente severa.

4.8 Abdomen – el abdomen es la región menos comprendida del cuerpo desde el punto de vista de la tolerancia a la carga. Contiene una variedad de órganos que pueden ser expuestos a fuerzas de impacto. Los órganos lesionados con mayor frecuencia como resultado de traumatismos contundentes de abdomen son el hígado, los riñones, el bazo, los intestinos, el páncreas y la vejiga. Solamente el hígado y el páncreas están protegidos parcialmente por la parte inferior de la caja torácica. Es difícil diagnosticar y localizar lesiones orgánicas en el abdomen, y la grave amenaza de hemorragias e infecciones requieren una intervención quirúrgica rápida cuando estas lesiones están presentes.

4.8.1 TOLERANCIA DE LOS ÓRGANOS DEL ABDOMEN (IMPACTOS FRONTALES) – una gran cantidad de literatura médica se ha desarrollado a través de los años para documentar las distintas formas de lesiones producidas por traumatismos contundentes de abdomen. Por el contrario, existen solamente pocos estudios disponibles con respecto a las condiciones de carga, niveles de fuerza y velocidades de impacto que caracterizan las situaciones típicas de accidentes. Uno de los primeros de estos estudios es un reporte de 1953 llevado a cabo por Windquist, Stumm y Hansen (Ref. 64). Ellos utilizaron cerdos sentados en forma vertical y mirando hacia delante para examinar el efecto de los impactos de abdomen contra cinturones de sujeción (cinturones de cintura utilizados incorrectamente), además de objetos que pudieran ser golpeados en un habitáculo de avión. Estos objetos eran un timón, un objeto prominente similar a un palo5, y uno con una superficie grande y plana similar a la caja de una radio. Los animales recibieron impactos tanto en la región del diafragma como en la región abdominal inferior, a velocidades de 20 y 40 pies/s (6,1 y 12,2 m/s). Todas las exposiciones a alta velocidad (con fuerzas cerradas en el cinturón que iban de 2360-6660 lb (10,5-29,6 kN)) fueron fatales. Se consideró como nivel de supervivencia a una fuerza de 1080 lb (4,80 kN) contra la superficie de 10 pulg.2 (254 mm) de la radio, a una fuerza de 893 lb (3,97 kN) contra la clavija saliente, y a una fuerza cerrada de 750 lb (3,34 kN) a través del cinturón abdominal. Los resultados completos se encuentran en la Tabla 11, la cual fue proporcionada en un trabajo de Mertz y Kroell (Ref. 65).

Un estudio posterior llevado a cabo por Stalnaker y otros ofrece los resultados de pruebas probablemente más completos publicados hasta hoy sobre impactos de abdomen (Ref. 66). Una serie de 96 pruebas abdominales se realizaron en 4 especies animales: mono de la especie Rhesus, mono Ardilla, mandril y cerdo. Se utilizaron impactores de distintos tamaños para simular lesiones automovilísticas comunes. El abdomen fue dividido en 3 zonas (superior, medio e inferior), que fueron analizadas por separado. La voluminosa cantidad de información generada en este proyecto fue sometida a un análisis de estadísticas asistido por computadora para obtener las correlaciones entre los diferentes parámetros de impacto y las mediciones de la severidad de las lesiones estimadas que fueron obtenidas en autopsias. Los resultados generales están resumidos en la Fig. 3.

4.8.2 TOLERANCIA DE LOS ÓRGANOS DEL ABDOMEN (IMPACTOS LATERALES) – uno de los primeros estudios sobre la tolerancia lateral del abdomen fue reportado por Stalnaker y otros (Ref. 31) en 1973. Estos investigadores hicieron impactar a primates vivos y anestesiados en los lados derecho e izquierdo de sus abdómenes, utilizando un apoyabrazos en escala sobre un golpeador en movimiento de 22 lb (98 N). Los niveles de fuerza requeridos para producir lesiones variaron significativamente con el sitio del impacto.

5 impactado en el extremo

Se halló que la porción superior del abdomen se lesionaba con más facilidad que la porción inferior.

Walfisch y otros (Ref. 67) llevaron a cabo impactos laterales sobre 11 cadáveres no embalsamados para determinar los niveles de tolerancia lateral del abdomen. Basados en su estudio accidentológico previo, llegaron a la conclusión que las lesiones en el hígado son los más comunes de los traumatismos graves de abdomen. De acuerdo a esto, estos investigadores impactaron solamente el lado derecho de los cadáveres (que contiene la mayor parte del hígado) para obtener resultados que, según ellos, serían conservadores. Los cadáveres fueron suspendidos en forma horizontal, con el lado derecho hacia abajo, y se los dejó caer en caída libre desde una altura de 3,3 pies (1 m) o 6,6 pies (2 m). El abdomen golpeó un apoyabrazo simulado que estaba montado a una celda de carga. El apoyabrazo tenía 2,8 pulg. (7 cm) de ancho (correspondiente a la dirección s-i del cadáver), y la profundidad y la rigidez en la dirección d-i variaron según la utilización de diferentes tipos de material de soporte bajo una forma de madera. La profundidad del apoyabrazo fue de 1,2 pulg. (31 mm) a 2,2 pulg. (55 mm). Se obtuvo una penetración abdominal fotográficamente, pero se produjo una ambigüedad en esta medición debido a un hundimiento del abdomen y a la rotura de algunos de los apoyabrazos. Además, la actitud anormal del cadáver con relación a la posición sentada puede afectar el posicionamiento de los órganos del abdomen y por lo tanto afectar los resultados de los daños. Las mediciones de las fuerzas y las valoraciones de las lesiones abdominales (hepáticas) están provistas en la Tabla 12.

4.8.3 CARGA DEL ABDOMEN POR CINTURÓN DE CINTURA – Walfisch y otros (Ref. 68) sometieron 14 cadáveres no embalsamados a una serie de impactos con carros en las que el cinturón y el cadáver estaban configurados para fomentar el cabalgamiento (over-riding) de la pelvis por parte del cinturón. Durante las pruebas se midieron las cargas del cinturón y las penetraciones en el abdomen, y posteriormente a las pruebas se determinaron las lesiones resultantes. Los daños encontrados en estos cadáveres fueron considerados similares a aquellos en víctimas de accidentes. La naturaleza de los daños en los cadáveres y su frecuencia fueron:

Fractura de columna lumbar 4 Desgarro de mesenterio 2 Daño al hígado 2 Fractura de pelvis 1 Perforación de colon 1

Este trabajo llevó a los autores a recomendar que un nivel de tolerancia moderado para el abdomen (cinturón por encima de la pelvis) sería una carga de cinturón de 450 lb (2,0 kN) por lado, acompañado de una intrusión de cinturón a-p de 1,4 pulg. (35 mm) por lado. En un trabajo posterior, Leung (Ref. 69), participante del primer equipo de investigación, aumentó el nivel de tolerancia abdominal recomendado a una tensión de cinturón promedio de 790 lb (3,5 kN) (promedio de las cargas de cinturón internas y externas), acompañado de una penetración de cinturón promedio de 1,5 pulg. (39 mm) (promedio de las penetraciones de cinturón a-p en el lado derecho e izquierdo del abdomen). Debe notarse que la recomendación de tolerancia a la carga se refiere a la carga del cinturón de cintura y no a la fuerza sobre el abdomen. Esta recomendación debe ser aplicada con cuidado a pruebas de vehículo de rutina, ya que las geometrías de los cinturones de cintura en algunos vehículos y la rigidez abdominal de la mayoría de los dispositivos de prueba pueden variar apreciablemente con respecto a las condiciones obtenidas en el estudio referido. Además, dicha recomendación puede no ser

aplicable a la situación en la que se produce cabalgamiento del cinturón de cintura en un solo lado de la pelvis, ya que esa condición no fue investigada.

Investigaciones de Nusholtz y otros (Ref. 70) indicaron que es necesario tener un extremo cuidado cuando se determinan los niveles de tolerancia abdominal a través del uso de especimenes post-mortem. Este grupo comparó las lesiones en primates vivos y muertos producidas por impactos contundentes realizados lateralmente en la región torácico-abdominal. Los primates vivos sufrieron lesiones más serias que los correspondientes sujetos muertos. Estos investigadores sugirieron que la disparidad puede haber sido causada por la falta de presurización en los especimenes sin vida de esta serie.

4.8.4 COMPORTAMIENTO ANTE LA CARGA DE LOS ÓRGANOS DEL ABDOMEN – Melvin y otros estudiaron el comportamiento de hígado y riñones con respecto a la carga que fueron movilizados quirúrgicamente6 en monos Rhesus anestesiados y luego colocados sobre una celda de carga uniaxial mientras seguían recibiendo sangre de parte del animal con vida (Ref. 71). Se llevaron a cabo pruebas a velocidades ram de 120, 6000 y 12.000 pulg./min (0,05; 2,5 y 5,1 m/s), y se obtuvieron curvas de tensión/esfuerzo promedio7. Además, la severidad de la lesión resultante fue estimada inmediatamente después del impacto utilizando una escala ESI8 de 1 (menor) a 5 (masivo).

Los autores llegaron a la conclusión que ambos órganos eran sensibles a los efectos de la tasa de carga, siendo el hígado el más afectado. Se produjo un traumatismo hepático calificado como EIS 3+ a un nivel de tensión dinámica promedio de aproximadamente 45 psi (310 kPa). El riñón, con su cápsula gruesa y dura, demostró amplias variaciones de lesiones a un nivel dado de tensión dinámica. La severidad de sus lesiones pareció estar relacionada más apropiadamente con el nivel de esfuerzo. Se notó que las lesiones orgánicas en este estudio fueron similares a las vistas clínicamente.

4.9 Extremidades inferiores – los elementos estructurales de las extremidades inferiores están formados por la pelvis, el fémur, la tibia, el peroné y los huesos del tobillo y del pie. Además está la rótula, que cubre las articulaciones de la rodilla en la parte de adelante y sirve como terminal para los ligamentos y los tendones. También vale la pena notar el pronunciado desplazamiento (offset) de la cabeza del fémur donde éste se articula en una articulación del tipo esférica (ball and socket) con la pelvis.

4.9.1 TÉCNICAS DE PRUEBA – se han utilizado dos clases de procedimiento de prueba para estudiar la fuerza del complejo óseo rótula/fémur/pelvis. Una técnica utiliza un impactor móvil instrumentado para cargar la parte superior de la pierna de un cadáver en estado fijo y sentado. El otro procedimiento utiliza un carro de prueba en movimiento para impulsar al cadáver contra superficies instrumentadas dispuestas para simular el interior de un vehículo.

4.9.1.1 Datos de las pruebas con impactor – Powell y otros (Ref. 72) hicieron pruebas sobre las piernas de 9 cadáveres y obtuvieron fracturas a cargas que fueron de 1600 a 2970 lb (2360 lb promedio) (7,12 a 13,20 kN) (10,50 kN promedio). Ochenta por ciento de las piernas sufrieron fractura de rótula, 33% sufrieron fractura de cóndilo (la porción del fémur adyacente a la rótula), y solamente 6,7% fueron fracturas en la diáfisis del fémur. Los investigadores atribuyeron los patrones de fractura a la rigidez del impactor que utilizaron.

6 Separados quirúrgicamente de sus tejidos circundantes pero dejando intactos los vasos sanguíneos conectores. 7 tensión promedio = fuerza del impactor superficie del impactor esfuerzo promedio = deflexión espesor inicial del espécimen 8 Esta escala equivale a la escala AIS de 1974.

Melvin y otros (Ref. 73) utilizaron un impactor con una almohadilla Ensolite® de 1 pulg. (26 mm) para probar fémures de 14 cadáveres en estado fijo y sentados. No se obtuvieron fracturas por debajo de las 3000 lb (13,30 kN), y se notó que resultó ser necesario un umbral para el impulso del impactor de 40-50 lb·s (180-220 N·s) para causar una fractura. Los niveles de carga relativamente altos para fracturas (en comparación con estudios previos) fueron atribuidos al uso exclusivamente de cadáveres no embalsamados. Todas estas fracturas se produjeron en la rótula o en el tercio distal y en la región supracondílea del fémur.

Viano y otros (Ref. 74) llevaron a cabo una serie de pruebas de impacto axial sobre la rodilla en un total de 6 cadáveres sentados. Se utilizó un impactor de 22,3 lb (10,1 kg) junto con diferentes grados de almohadilla. Se extrajo la piel de las áreas impactadas, pero la integridad estructural de la articulación de la rodilla (inclusive los ligamentos) quedó intacta. Este procedimiento fue utilizado en un esfuerzo por medir el tiempo de iniciación de fractura, basado en el análisis de películas de alta velocidad de rótula/fémur durante el impacto.

Las seis pruebas con impactores rígidos produjeron fracturas de la rótula y de la diáfisis del fémur, y también produjeron fracturas condíleas o bien de cuello. La fuerza pico fue de 3010 a 6410 lb (13,4 a 28,5 kN), con un promedio de 4110 lb (18,3 kN). Muchos de los especimenes, en especial aquellos impactados sin almohadilla, sufrieron fracturas múltiples. Los autores sostienen que la mayoría de estas fracturas se iniciaron después de los picos de carga. La carga promedio que los autores asociaron con las fracturas de diáfisis fue de 2300 lb (10,1 kN) comparado con la carga pico promedio de 3350 lb (15,0 kN). Las pruebas realizadas con los dos impactores con poca almohadilla produjeron fracturas condíleas bilaterales. Las cargas pico fueron de 3600 y 3460 lb (16,0 y 15,1 kN). Solamente dos de las cinco pruebas con impactores con mucha almohadilla produjeron fracturas (una condílea y una de la diáfisis del fémur), y ambas incluyeron cadáveres que, según los autores, tenían los huesos en condición “anormal”. Los tres especimenes “normales” produjeron cargas pico de 1190, 3100 y 3150 lb (5,3; 13,8 y 14,0 kN) y no presentaron fracturas.

Una deficiencia de algunos de estos estudios con impactores móviles ha sido la poca correspondencia en la ubicación de las fracturas de fémur en comparación con aquellas encontradas en la realidad. Melvin y otros (Ref. 73) describieron la distribución de las fracturas en los miembros inferiores que se producen en colisiones reales. Ellos hallaron 142 pasajeros de vehículo sin cinturón de seguridad que sufrieron fracturas en miembros inferiores en colisiones frontales. De éstos, 39 (27%) sufrieron fractura de rótula y distal de fémur (adyacente a la rótula). Los estudios con impactores produjeron en proporción más fracturas como éstas.

Esta disparidad parece ser debido a la rigidez y a la orientación no representativa de los impactores de laboratorio. Los impactores rígidos o casi rígidos produjeron duraciones de pulso de sólo 3-10 ms, en comparación con las duraciones de 30-50 ms que caracterizan a los impactos contra paneles de instrumentos reales. Además, los impactores estaban alineados con el fémur, maximizando su capacidad de transporte de carga compresiva. En los accidentes, lo más probable es que el vector de fuerza de impacto y el eje femoral no estén alineados, por lo tanto produciendo mayores tensiones de curvatura y una desigual distribución de fuerzas entre la rótula y los cóndilos. Estos factores reducen la capacidad de transporte de carga de las piernas. Por estas razones, las pruebas de impacto de 30-50 ms de duración con fémures no alineados sean probablemente más relevantes para situaciones de colisión de automóviles que los resultados de los diferentes estudios con impactores.

4.9.1.2 Datos de las pruebas con carro 4.9.1.2.1 Carga a través de la articulación de la rodilla – los primeros estudios sobre

miembros inferiores que tuvieron interés desde el punto de vista automotor fueron llevados a cabo por Patrick, Kroell y Mertz (Ref. 74A). El objetivo fue determinar la fuerza del complejo

rótula/fémur/pelvis en impactos en los que se simularon rodillas golpeando contra el panel de instrumentos. Diez cadáveres fueron probados en experimentos de impacto con carro a escala natural. Los cadáveres en posición sentada eran trasladados hacia delante durante la desaceleración del carro para impactar contra 4 celdas de carga con almohadilla. La cabeza, el tórax y ambas rodillas impactaron en contra una celda de carga por separado. Estas celdas estaban dispuestas geográficamente para simular las superficies delanteras del compartimiento de pasajeros de un automóvil. Estos investigadores llegaron a la conclusión que el fémur es apenas más vulnerable a las fracturas que la rótula o la pelvis, pero esa distinción resultó ser demasiado pequeña como para permitir hacer una predicción confiable con respecto a cuál estructura ósea puede ceder primero. Los resultados completos se encuentran en la Tabla 13. Un estudio posterior llevado a cabo por los mismos investigadores obtuvo cargas de 1470, 1710, 1950 y 1970 lb (6,54; 7,61; 8,68 y 8,76 kN) en dos cadáveres sin fracturas (Ref. 75).

Viano y Culver (Ref. 76) llevaron a cabo pruebas con carro con cadáveres sujetos con un sistema formado por un cinturón de medio punto y una agarradera para rodilla (es decir, sin cinturón de cintura). Para seis de estos sujetos, la agarradera fue puesta de modo que las rodillas la impactaran a escuadra. No se produjeron lesiones para cargas de agarraderas que variaron entre 1190-1800 lb (5,3-8,0 kN) por pierna con un promedio de 1420 lb (6,3 kN).

4.9.1.2.2 Carga debajo y transversal a la articulación de la rodilla – en los estudios mencionados anteriormente, la carga del fémur estaba principalmente a través de la rótula y/o los cóndilos femorales, y produjeron fracturas de rótula, fémur y/o pelvis. Si la carga es aplicada por debajo de la articulación de la rodilla o transversal a ésta, pueden producirse daños a los ligamentos de la rodilla y/o fracturas de tibia y peroné. Viano y otros (Ref. 77) impactaron cadáveres en posición sentada sobre la porción anterior de la tibia, apenas por debajo de la articulación de la rodilla. Ellos hallaron que fuerzas del impactor que variaron entre 740 y 1550 lb (3,28 y 6,89 kN) con un promedio de 1140 lb (5,09 kN) produjeron desgarros de ligamento y/o fracturas de tibia-peroné. En dos pruebas no se observaron daños para cargas pico de 1090 lb (4,87 kN) y 1290 lb (5,74 kN). Para ocho impactos que abarcaron la articulación de la rodilla (incluyendo la rótula y la tibia) se produjeron daños en la rodilla para fuerzas del impactor entre 1330-1880 lb (5,91-8,36 kN) con un promedio de 1580 lb (7,02 kN). El modo de lesión predominante fue la avulsión del ligamento cruciforme posterior de la meseta tibial.

Viano y Culver (Ref. 76) llevaron a cabo pruebas con carro en las que cadáveres sujetados con cinturones de tres puntos (sin cinturón de cintura) impactaron agarraderas para rodilla. Los dos impactos en las piernas por debajo de la rodilla produjeron desgarros de ligamentos importantes a cargas de soporte pico de 790 lb (3,5 kN) y 940 lb (4,2 kN) por pierna.

4.9.1.3 Pruebas estáticas de articulaciones de rodilla – Viano y otros (Ref. 77) también llevaron a cabo pruebas de tolerancia de ligamentos a baja velocidad en cinco articulaciones de rodilla aisladas montadas en una máquina de prueba universal. En estas pruebas, el ángulo de la articulación fue mantenido a 90° mientras que la tibia era desplazada hacia atrás con relación al fémur hasta que se produjera una falla completa de la articulación. Las cargas correspondientes a la iniciación de la falla de la articulación fueron entre 320 lb (1,43 kN) y 575 lb (2,56 kN) con un promedio de 455 lb (2,02 kN). El correspondiente desplazamiento de la tibia con relación al fémur al momento de la iniciación de la falla de la articulación varió entre 0,37 pulg. (9,5 mm) y 1,18 pulg. (30 mm) con un promedio de 0,57 pulg. (14,4 mm). La carga correspondiente a una falla completa de la articulación varió entre 375 lb (1,67 kN) a 675 lb (3,0 kN) con un promedio de 560 lb (2,48 kN).

4.9.2 ANÁLISIS TEÓRICO Y CRITERIOS DE LESIÓN PROPUESTOS – Viano y Khalil (Ref. 78) han analizado la distribución de tensión en el fémur cuando es cargado axialmente. Ellos llegaron a la conclusión de que la ubicación y la magnitud de las tensiones

pico en el fémur pueden ser afectadas significativamente por pequeños cambios en la ubicación de la carga aplicada, como por ejemplo trasladar el punto de aplicación de un cóndilo al otro.

King y otros (Ref. 79) y Viano (Ref. 80) han propuesto criterios de lesión para el fémur por fuerza compresiva dependiente del tiempo.

El criterio propuesto por King y otros es:

F = A – B log10 T

donde: F = fuerza pico compresiva permisible en el fémur A = 1370 lb (6,09 kN) B = 215 lb (960 kN) T = duración de pulso en segundos El criterio propuesto por Viano es: para T menor de 20 ms F = A – BT y para T mayor de 20 ms F = C donde: F = fuerza pico compresiva permisible en el fémur A = 5200 lb (23,1 kN) B = 160 lb (710 kN) C = 2000 lb (8,9 kN) T = duración de pulso en segundos El límite para el fémur especificado actualmente en FMVSS 208 es una carga compresiva

de 2250 lb (10 kN) para cada fémur (Ref. 81). Las especificaciones previas de FMVSS eran de 1400 lb (6,23 kN) y 1700 lb (7,55 kN).

4.9.3 CARGA CONCENTRADA DE LA RÓTULA – se mencionó previamente (ver parágrafo 3.4.1) que la singular construcción de la rótula la hace vulnerable a las cargas concentradas. Este fenómeno fue estudiado por Melvin y otros (Ref. 82) utilizando tres tamaños diferentes de impactores, todos sin almohadilla. Dos de los impactores consistían en áreas circulares de superficie plana con diámetros de 0,61 pulg. (15,5 mm) y 0,43 pulg. (10,9 mm), mientras que el tercer impactor tenía forma de aro y un diámetro exterior de 0,50 pulg. (12,7 mm) y un diámetro interior de 0,25 pulg. (6,4 mm). Se probaron 90 rótulas embalsamadas con los resultados que se muestran en la Tabla 14.

Estas pruebas fueron llevadas a cabo en diferentes condiciones de prueba para determinar el efecto de la velocidad: estática, 10 mph (4 ½ m/s) y 20 mph (9 m/s). El patrón de daño en la rótula varió drásticamente con la velocidad. Los impactores produjeron una perforación (punch-through) limpia de la rótula durante las pruebas estáticas, pero produjeron fracturas múltiples o destrucción casi total de la rótula durante los impactos a 10 mph y 20 mph (4 ½ m/s y 9 m/s). El cambio en los niveles de carga de fractura con la velocidad fue mixto. Los tres impactores exhibieron poca o ninguna variación en las cargas de fractura promedio a medida que la velocidad pasaba de estática a 10 mph (4 ½ m/s). Sin embargo, la carga de fractura promedio aumentó en un 68% para el impactor con forma de aro cuando la velocidad era aumentada de 10-20 mph (4 ½-9 m/s) mientras que para los impactores de 0,43 pulg. (10,9 mm) y 0,61 pulg. (15,5 mm) de diámetro el aumento fue de 13% y 14% respectivamente.

4.9.4 LESIONES EN PEATONES – los impactos en peatones abarcan una clase diferente de lesiones en las extremidades inferiores, ya que estos impactos implican una carga transversal en las piernas más que la carga axial discutida anteriormente.

Hay varios estudios que tratan la tolerancia a las fracturas de la tibia/peroné a cargas transversales. Patrick y Mertz (Ref. 83), citando trabajos no publicados de Young, han indicado que una fuerza concentrada de 1000-1500 lb (4,45-6,67 kN) fracturó una muestra de tibias cuando la fuerza era aplicada en el tercio distal (es decir, a un tercio de la distancia tobillo-rodilla desde el tobillo hacia arriba). Kramer y otros (Ref. 84) realizaron 209 impactos transversales contra las extremidades inferiores de cadáveres. El cilindro de impacto de 5,7 pulg. (145 mm) de diámetro produjo una frecuencia de fractura de 50% a una fuerza de 970 lb (4,31 kN); el cilindro de 8,5 pulg. (216 mm) de diámetro produjo una frecuencia de fractura de 50% a una fuerza de 740 lb (3,29 kN).

Pritz y otros (Refs. 85 y 86) realizaron impactos en cadáveres que estaban posicionados para simular la posición de un peatón con la mayoría de su peso sobre la pierna impactada. En una serie de pruebas (Ref. 85), 15 cadáveres fueron impactados de forma lateral con dos superficies de impacto que simularon el borde del capót y el paragolpes de un auto. En una segunda serie de pruebas (Ref. 86), 11 cadáveres fueron impactados con vehículos reales (2 frontales, 9 laterales). Se halló que se produjeron lesiones de rodilla-muslo-cadera directamente en los sitios de impacto donde se produjo el contacto con el vehículo. No se produjeron daños en la pelvis cuando la aceleración pico de la pelvis era menor a 45 G. Lesiones pélvicas de AIS = 2 (Ref. 87) fueron asociadas con fuerzas de contacto de 740 lb (3,3 kN) y 1500 lb (6,7 kN). La fuerza del paragolpes necesaria para producir daños pierna/rodilla resultó ser muy variable. Este hecho fue atribuido a discrepancias en las fuerzas de contacto del pie con el suelo. Bacon y Wilson (Ref. 88) ofrecen un análisis de las influencias de este efecto. Un trabajo realizado por Eppinger y Kulkarni (Ref. 89) brinda un análisis adicional de los datos de Pritz y otros (Ref. 85). Una conclusión importante acerca del estudio de Pritz y otros es que se debe poner el principal énfasis en la prevención de las lesiones de rodilla y cadera más que en la prevención de fracturas de la diáfisis de huesos largos, ya que es más probable que las lesiones en las articulaciones produzcan algún grado de discapacidad funcional permanente (Ref. 90).

5. Limitaciones de los datos de la sección 4 para uso en pruebas en automóviles 5.1 Requisitos para simulador de pasajeros – la información precedente sobre

tolerancia normalmente es aplicada a problemas de seguridad en automóviles mediante el uso de un sustituto del pasajero en un simulacro de impacto para medir las cargas de impacto que pudiesen ser impuestas en su contraparte humano. Tal simulador debe representar a un ser humano tanto en los aspectos relevantes de cinemática como en sus características de impacto para así actuar apropiadamente como sustituto humano. Conducta cinemática se refiere aquí a las trayectorias del sustituto durante colisiones simuladas. Conducta de impacto se refiere aquí al modo en que las partes del sustituto se deforman cuando son frenadas por el vehículo o su sistema de sujeción. La conducta cinemática de un simulador está determinada por las dimensiones del cuerpo, la distribución de la masa y las características de las articulaciones (o sea, el movimiento de las articulaciones y la resistencia al movimiento). Su conducta de impacto es una función de la distribución de masa más la forma y la deformabilidad de las partes del cuerpo. En los siguientes cuatro parágrafos se discuten estos aspectos del simulador.

5.1.1 DIMENSIONES DEL CUERPO Y DISTRIBUCIÓN DEL PESO – para lograr una fidelidad en estas características del cuerpo, es necesario que las formas, las longitudes, los pesos, los momentos de inercia y las ubicaciones del centro de gravedad del sustituto sean coincidentes con su contraparte humana. Esta correspondencia debe aplicarse al sustituto en

su totalidad y a sus segmentos individuales. La fidelidad en estas especificaciones (junto con una articulación correcta) es necesaria, pero no suficiente para asegurar que todas las partes del simulador humano tengan la cinemática apropiada y que ejerzan cargas sobre su porción del sistema de sujeción en modo similar al de un ser humano.

5.1.2 ARTICULACIÓN – una articulación apropiada de los segmentos del cuerpo debe acompañar a la fidelidad en las dimensiones y en los pesos del cuerpo si se desea que la cinemática del sustituto sea precisa en los eventos dinámicos. Tal articulación necesita que las articulaciones del cuerpo sean simuladas apropiadamente en cuanto a su ubicación, grados de libertad, rangos de movimiento y resistencia al movimiento. Las articulaciones humanas con frecuencia tienen una construcción compleja que permite el deslizamiento de las partes adyacentes además de hacer un movimiento de pivót. Con frecuencia, la rotación se acomoda también en más de un plano. Puede no ser necesario duplicar por completo todos estos tipos de movimiento en la construcción de un simulador humano aceptable. Sin embargo, en este momento no pueden establecerse reglas generales en cuanto a qué características son necesarias y cuáles son superfluas. Cada programa de desarrollo de sustitutos necesita considerar a cada articulación individualmente hasta que la comunidad biomecánica obtenga más información en esta área. Esta misma consideración puede aplicarse a la resistencia de la articulación al movimiento. Actualmente se está reuniendo información para cadáveres flácidos y para voluntarios con abrazaderas. No está claro aún cuál de las dos condiciones, si es que alguna de las dos lo es, es más apropiada para un simulador humano.

5.1.3 DEFORMABILIDAD – la deformabilidad es utilizada aquí para referirse a la respuesta de ciertas regiones del cuerpo bajo carga dinámica. Este parámetro es de ayuda en la determinación de las aceleraciones y deflexiones de cada segmento durante el impacto. Así, la deformabilidad puede ser un determinante fundamental de la magnitud de los indicadores de lesión que se miden. Las propiedades de la deformabilidad pueden también controlar el tamaño y la forma de las áreas de contacto del sustituto con el sistema de sujeción y por lo tanto pueden afectar el realismo total de la prueba.

5.1.4 FORMA – la forma del simulador humano debe ser aproximadamente cercana al ser humano para asegurarse de que tenga la conexión geométrica correcta con el sistema de sujeción. Este concepto está mejor ilustrado por los siguientes ejemplos:

(a) Reparto de carga entre los segmentos del cuerpo – una caja torácica excesivamente prominente puede recibir una porción demasiado grande de la carga del sistema de sujeción mientras que, como resultado de esto, los hombros reciben una porción demasiado pequeña de la carga.

(b) Fidelidad de las áreas de contacto – una rodilla excesivamente puntiaguda o estrecha puede penetrar con demasiada facilidad un panel de sujeción y generar cargas de fémur irreales.

(c) Interferencias geométricas – una pelvis que tenga una forma no apropiada no encaja correctamente en el cinturón de cintura y podría invalidar la evaluación del submarining (donde el cinturón de cintura se desliza hacia arriba por sobre la pelvis y ejerce una carga sobre el abdomen).

5.2 Calibración de los sustitutos – algunas de las insuficiencias de un simulador humano en particular pueden ser superadas por medio de la calibración. Desafortunadamente, este concepto tiene importantes puntos débiles y debe ser utilizado con cuidado. La teoría de la calibración sostiene que un simulador humano con instrumentos debe estar expuesto a un impacto que produzca un nivel conocido de lesión para los seres humanos. Entonces se supone que los niveles indicadores de lesión derivados del sustituto con instrumentos bajo esta condición guardan una correlación con el grado de lesiones humanas (aunque el nivel indicador de lesión difiere de aquel que puede haber sido observado en un ser humano con

instrumentos). Se han utilizado dos grandes clases de exposiciones a los impactos con el propósito de lograr una calibración. Éstas son pruebas biomecánicas básicas de laboratorio y algunos tipos especiales de accidentes reales.

5.2.1 USO DE PRUEBAS BIOMECÁNICAS BÁSICAS – las pruebas biomecánicas básicas utilizadas para la calibración de sustitutos son aquellas de las que se derivaron originalmente los criterios de lesión. Las desventajas de este esquema son el pequeño número de condiciones de prueba conocidas como causantes de niveles específicos de lesión humana y la correspondencia limitada entre estas condiciones de prueba y las exposiciones a accidentes automovilísticos. Una función importante de un criterio de lesión es permitir la estimación de la severidad de los impactos que difieren de la base de datos de la cual se derivó dicho criterio. Sin embargo, ya que la base de datos actual es limitada, cualquier número de criterios puede ser coherente con ella. Tales hipótesis de criterio pueden no predecir lesiones con confiabilidad para las formas de onda de impacto que son diferentes a la base de datos. Estas dificultades se ven agravadas por el hecho de que el sustituto es utilizado normalmente para evaluar impactos que son bastante diferentes de las pruebas biomecánicas básicas en cuanto a la forma del impactor, el sitio de carga y la dirección de carga.

5.2.2 RECREACIÓN DE ACCIDENTES REALES – la segunda alternativa para la calibración es la recreación de accidentes reales. Comúnmente, una colisión real es recreada utilizando vehículos, orientaciones de choque y velocidades de impacto que coinciden con los del accidente verdadero. Si la pruebas de laboratorio duplica los patrones reales de daño en el vehículo y la cinemática del vehículo antes y después del choque, existe una certeza razonable de que el evento de impacto recreado coincida con el choque real. Por supuesto, esta certeza se aplica solamente a los vehículos y no se aplica a los pasajeros.

5.2.2.1 Posición del sustituto – un área de preocupación en la recreación de accidentes es la falta de certeza para hacer coincidir la posición de los sustitutos en el vehículo y la posición de los pasajeros del mismo. La exacta posición de estos últimos previa al impacto es por lo general desconocida. Sin embargo, la experiencia en las pruebas accidentológicas indica que pequeñas diferencias en la ubicación del dummy con frecuencia pueden producir diferencias importantes en el nivel de los indicadores de lesión medidos. Se ha dado cierta consideración al concepto de hacer coincidir el daño en el interior del vehículo producido por el sustituto con el daño producido por la víctima del choque. Los inconvenientes aquí son el número de pruebas de laboratorio tipo “ensayo y error” necesario para lograr la duplicación del daño y el desconocimiento de la sensibilidad del daño en el panel como control de la severidad del impacto.

5.2.2.2 Diversidad en las víctimas de accidentes – un segundo dilema en la recreación de accidentes es la diversidad de tamaño y respuesta de las víctimas de accidentes de campo. Hasta el momento, sólo se ha desarrollado el percentil 50 de dummies masculinos adultos. Pocos accidentes reales tienen pasajeros lesionados que correspondan a este tamaño de dummy. También se supone la existencia de una amplia variedad en las lesiones recibidas por las víctimas reales de accidentes idénticos causadas únicamente por las variaciones innatas de tolerancia entre los individuos. Así, se necesitaría un gran número de accidentes reales similares para establecer el nivel de lesión humana representativa de una cierta condición de impacto dada.

5.2.2.3 Biofidelidad del sustituto – finalmente, eclipsando este enfoque orientado a la calibración, están las inquietudes con respecto a la biofidelidad expresadas con anterioridad. El sustituto debe ser razonablemente parecido a un ser humano en cuanto a las características de dimensión, distribución de peso, articulación, deformabilidad y forma. De lo contrario, simplemente no encaja en los sistemas de sujeción como sí lo hace un ser humano. Ninguna

calibración puede compensar una interacción básicamente inadecuada entre el simulador humano y el ambiente del vehículo.

5.2.3 RECONSTRUCCIÓN POR COMPUTADORA DE ACCIDENTES REALES – se han desarrollado modelos por computadora para reconstruir la cinemática de un vehículo en algunos tipos más simples de accidentes reales (Ref. 94). Actualmente se está utilizando un modelo de este tipo para aumentar los archivos con datos sobre accidentes verdaderos mediante la provisión de estimaciones de la severidad de la colisión para ciertos tipos de accidentes. También se encuentran disponibles modelos computarizados para simular el comportamiento de un pasajero de un vehículo dadas la historia de desaceleración del vehículo y las características del comportamiento del pasajero (Ref. 95).

5.3 Uso de sustitutos en pruebas con automóviles – los parágrafos 5.1 y 5.2 describen una cantidad de problemas que pueden surgir de la utilización de sustitutos humanos imperfectos y en prácticas de pruebas también imperfectas. Sin embargo, debe reconocerse que los actuales sustitutos y métodos de prueba pueden ser suficientes para la mayoría del trabajo de laboratorio que incluye un desarrollo evolucionario de los sistemas de protección para los pasajeros. Estos sistemas revisados pueden con frecuencia ser evaluados relativamente mediante la comparación de su desempeño con el de los sistemas actuales9. Si existe la necesidad de evaluar un sistema de protección para pasajeros que sea significativamente diferente de la práctica establecida, entonces el tester de vehículos debe emular al investigador biomecánico y debe considerar el uso de pruebas con animales, cadáveres o voluntarios para llevar a cabo una evaluación más completa de tal desempeño. En todo el mundo se están desarrollando dispositivos avanzados de prueba, y algunos de éstos pueden ser de utilidad para la investigación de los problemas de un área específica. La SAE está patrocinando cinco fuerzas de tarea10,11 que están desarrollando pautas para la creación de mejores simuladores de pasajeros y mejores criterios de lesión. Otros grupos de investigación, bajo patrocinio gubernamental o de la industria, están desarrollando criterios de desempeño fundamentales sobre los cuales se puedan basar sustitutos similares a seres humanos. Razonablemente puede esperarse que todos estos esfuerzos conduzcan a importantes avances en la construcción y en el uso en el futuro de simuladores de pasajeros.

6. Referencias

9 Los sistemas actuales pueden ser evaluados mediante datos de accidentes de campo si el sistema ha estado en

producción en volumen suficiente durante tiempo suficiente. 10 Bajo guía del Subcomité de Biomecánica y Simulación Humanas (Human Biomechanics and Simulation

Subcommittee). 11 La Fuerza de Tarea de Respuesta Mecánica Humana (Human Mechanical Response Task Force) ha publicado

la SAE J1460 MAR85 titulada “Características de Respuesta Mecánica Humana”.