Forschungsartikel

Auswirkungsminderung in modernen Footballhelmen: Fortschritte und Einschränkungen positionsspezifischer Designs

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DOI:

10.3791/68278

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13. Januar 2026

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1Department of Biomedical Engineering, College of Engineering and Applied Science, University of Cincinnati, 2School of Mechanical Engineering, College of Engineering, Purdue University, 3Department of Materials and Mechanical Engineering, College of Engineering and Applied Science, University of Cincinnati

In diesem Artikel

Zusammenfassung

Moderne Footballhelme schneiden am hinteren Teil des Helms unterdurchschnittlich ab. Der hier beschriebene Messprozess verdeutlicht die Fähigkeit des Sporthelms, translationale und rotative Beschleunigungen durch Aufprall unterschiedlicher Größenordnung abzumildern. Er charakterisiert die Energieverbrauchsmechanismen robust und kann verwendet werden, um den Helmdesignprozess zu verfeinern.

Zusammenfassung

Es wurde festgestellt, dass wiederholte Kopfstöße zu Veränderungen in Gehirnfunktion, Struktur und Chemie führen. Der Helm ist das wichtigste Schutzteil für Teilnehmer im American Football. Die ersten Helme wurden aus Leder gefertigt. Kunststoffhelme mit Kinnriemen wurden in den 1950er Jahren entwickelt, aber Teststandards wurden erst 1973 entwickelt. Obwohl diese Standards zu verbesserten Polsterungsmaterialien führten, zeigten frühere Arbeiten, dass moderne Helme translationale Beschleunigungen besser abmildern als Rotationsbeschleunigungen, insbesondere auf der Rückseite eines Helms. Ziel dieser Studie war es, die Methodik zu erläutern, die zur Untersuchung der Auswirkungen von Footballhelmen mit unterschiedlichen Energieabflussmechanismen, einschließlich positionsspezifischer Helme, verwendet wird. Die Experimente wurden in einen dimensionalen Analyserahmen integriert, um eine Technik zu entwickeln, die es ermöglicht, gleichzeitig translationale und rotative Beschleunigungen aufgrund quantifizierter Aufpralllasten an mehreren Stellen rund um den Helm zu bewerten. Trotz Verbesserungen bei der Gesamtaufprassminderung eines der hier getesteten Helme erreichten sie im Allgemeinen ihre Designziele nicht.

Einleitung

Es wurde festgestellt, dass es in den Vereinigten Staaten jährlich 1,6 bis 3,8 Millionen sportbedingte traumatische Hirnverletzungen (TBI) gibt, 1,2,3,4, die hauptsächlich durch Kontaktsportarten wie Fußball, Eishockey, Fußball, Lacrosse, Rugby und Ringen verursacht werden. Obwohl Football durchweg die höchste Rate diagnostizierter Gehirnerschütterungen aufweist, sollte beachtet werden, dass diese Raten aufgrund der Untererfassung der Gehirnerschütterungssymptome 5,6,7,8,9 stark unterschätzt werden. Mit oder ohne diagnostizierte Gehirnerschütterung wurde festgestellt, dass wiederholte Kopfbeschleunigungsereignisse (rHAEs) zu deutlichen Veränderungen der Gehirnstruktur 10, der Funktion und der Chemie führen können. Diese rHAEs können das Ergebnis direkter Treffer zwischen Spielern, einem Spieler und dem Boden sein oder durch Schleudertrauma-Ereignisse durch Schläge auf Beine oder Oberkörper. Nachfolgende Forschungen veranschaulichten die Auswirkungen von rHAEs auf kognitive Beeinträchtigung, Depressionen und Angstzustände22. Es wurde sogar vermutet, dass viele Jahre der Exposition gegenüber rHAEs das Risiko für langfristige neurodegenerative Erkrankungen wie Alzheimer (AD) und chronisch traumatische Enzephalopathie (CTE)23 sowohl bei Fußball- als auch Fußballspielern 24,25,26erhöhen können. Um Teilnehmer in Kontaktsportarten wie American Football vor den schädlichen Auswirkungen von rHAEs zu schützen, ist es entscheidend, die Physik von Kopfstößen zu verstehen, beginnend mit dem Helm, der als Hauptschutzteil dient.

Die ersten Footballhelme waren aus Leder gefertigt und wurden 1939 zu einer Pflichtausrüstung im CollegeFootball. Kinngurte und Gesichtsmasken wurden bereits in den 1950er Jahren verwendet, aber erst 1973 entwickelte das National Operating Committee on Standards for Athletic Equipment (NOCSAE) einen Teststandard. Dieser auf dem Abwurf basierende Standard war verantwortlich für zahlreiche Verbesserungen, darunter neue Polstermaterialien und neuartige Aufprallminderungssysteme28. Während diese Methodik eine wichtige Grundlage bot, wiesen Breedlove et al. als Erste darauf hin, dass das Fehlen der Gesichtsmaske zu einer Unterprognose der Spitzenbeschleunigungen am Heck desHelms 29 führte. Um diesen Mangel im Testprozess zu beheben, begannen die Forscher, die Hybrid III-Kopfform zu verwenden, die ursprünglich für den Einsatz in Autocrashtests entwickelt wurde, um Schutzausrüstung für Kontaktsportarten 30,31,32,33 zu bewerten. Jüngste Arbeiten haben gezeigt, dass moderne Helme bis zu 83 % der translationalen Beschleunigung durch einen Aufprall auf die Vorderseite des Helms, 80 % auf die Seite des Helms und 75 % auf den Rücken des Helms34,35 % verringern. Die Minderung der Rotationsbeschleunigung ist deutlich variabler, obwohl sie als primärer Zusammenhang mit Gewebeschädengilt (36,37,38,39,40,41,42,43. Moderne Helme mildern bis zu 70 % der Rotationsbeschleunigung durch einen Aufprall auf die Vorderseite des Helms und 82 % auf die Seite des Helms, aber nur 48 % auf den Rückendes Helms 34,35.

Basierend auf früheren Ergebnissen ist der Riddell SpeedFlex (Riddell; Rosemont, IL) und Vicis Zero 1 (Seattle, WA) waren sowohl hinsichtlich der translationalen als auch der rotationsmäßigen Beschleunigung die leistungsstärksten Helmmodelle35 . 2022 wurde eine neue Version des Riddell SpeedFlex entwickelt, ebenso wie drei neue Modelle des Vicis: Vicis Zero 2; Vicis Zero 2 Trench, speziell für Linemen konzipiert; und der Vicis Zero 2 QB, speziell für Quarterbacks entwickelt. Die aktuelle Studie sollte die Helme bewerten, die zuvor die besten35 erreichten, und feststellen, ob nachfolgende Designmodifikationen, einschließlich derjenigen, die das Helmdesign für bestimmte Positionen optimieren sollten, die Leistung erheblich verbessert haben. Das übergeordnete Ziel dieser Studie war es, die Hypothese zu testen, dass die neuesten Helme sowohl bei translationalen als auch bei Rotationseffekten besser abschneiden würden als die vorherige Generation.

Protokoll

Die Verbrauchsmaterialien und die verwendete Ausrüstung sind in der Materialtabelle aufgeführt.

1. Überblick über die Datenerhebung

Hier wurden vier verschiedene Helmmodelle von zwei Herstellern verwendet. Dazu gehörte die Ausgabe 2022 des SpeedFlex (Riddell, Rosemont, IL), bezeichnet als H1; der Zero 2 (Vicis, Seattle, WA), bezeichnet mit H2; der Zero 2 Trench (Vicis, Seattle, WA), bezeichnet als H2T, konzipiert für Spieler der Offensive und der Defensive Line; und der Zero 2 Quarterback (Vicis, Seattle, WA), bezeichnet als H2Q, der für Quarterbacks konzipiert wurde, wobei die Unterschiede zwischen H2 und H2Q nicht offensichtlich waren. Für jedes Helmmodell wurden drei separate Helme getestet, insgesamt 12 Helme.

Die aktuelle Studie folgte dem Grundverfahren, das von Cummiskey et al.34,44 und McIver et al.35 entwickelt wurde. Im Einklang mit diesen früheren Studien wurde ein Hybrid III Kopf- und Nackentestgerät aus dem 50. Perzentil, das an einer Stahlgrundplatte befestigt ist, verwendet, um Kräfte und Beschleunigungen zu quantifizieren, die durch direkte Aufschläge auf den nackten Kopf sowie auf jeden der drei Helme jedes getesteten Modells entstehen. Die hier definierte Aufprallminderung war lediglich ein Maß für die Verringerung der Beschleunigung durch das Vorhandensein des Helms.

2. Detaillierter Prozess der Datenerhebung

Nachdem sichergestellt wurde, dass der DAQ und der Computer, der den LabView-Code ausführt, korrekt mit Strom verbunden waren, wurden alle Sensoren an den DAQ angeschlossen.

3. Softwareinitialisierung

Das benutzerdefinierte LabView-Programm mit dem Titel "Hammer_Time_2017.vi" wurde doppelt geklickt, um den Beginn der Datenerhebung einzuleiten. Basisdaten wurden dann in die entsprechenden Felder eingegeben, darunter der Pfad für die endgültige Datendatei, die Anzahl der Treffer pro Datei (typischerweise fünf), die Anzahl der Dateien pro Standort (typischerweise vier) und das Headgear-Profil. Sobald die Daten eingegeben waren, wurde der LabView-Code durch Drücken von Ausführen aktiviert.

Als vorläufige Bewertung des gesamten Systems wurde mit dem Modalimpulshammer vorne, obere und seitliche Schlagkraft eingesetzt, um zu bestätigen, dass der Hahn und alle neun Beschleunigungsmesser erfolgreich Daten sammelten.

4. Wirkungslieferung

Während der Abgabe jedes Aufpralls wurden die resultierenden Beschleunigungen am Schwerpunkt (CoM) mit einem Neun-Beschleunigungs-Array in einem 3-2-2-2-Aufbau gemessen, wie von Padgaonkar et al.45 definiert. Für jeden normalen und schrägen Aufprall wurde eine 200-ms-Zeitreihe mit einem 70-ms-Pre-Trigger erfasst, was 130 ms Beschleunigungs- und Aufprallkraftmessungen lieferte, wobei alle Signale bei 5120 Hz erfasst wurden.

5. Aufpralltypen

Vierzehn Aufpralltypen (Abbildung 1) wurden für alle Testfälle (nackte Kopfform und jedes Helmmodell) bewertet und repräsentieren jeweils zwei Einfallswinkel (normal und schräg) an jedem der sieben Aufprallstellen (Front, Frontboss, Seite, Hinterboss, Heck, Oben und der SpeedFlex-Ausschnitt). Normale Einschläge wurden senkrecht zur Oberfläche erzeugt, schräg und schräg in einem Winkel von etwa 45° zur Normalrichtung. Diese Aufpralltypen werden im Folgenden bezeichnet als: (1) Front-Normal, (2) Front-Schief, (3) Vorderer Boss-Normal, (4) Vorderer Boss-Schräg, (5) Seitlich Normal, (6) Seitlich schräg, (7) Hinterer Boss-Normal, (8) Hinterer Boss-Schräg, (9) Rückwärts-Normal, (10) Rückwärts schräg, (11) Top-Normal, (12) Top-Schief und an der Stelle des SpeedFlex-Ausschnitts sowohl (13) Ausgeschnitten-Aus-Normal als auch (14) Ausgeschnitten-Schräg (Abbildung 1)). Um die Diskussion der positionsspezifischen Aufprallminderungsmerkmale zu vereinfachen, wurden auch zwei aggregierte Regionen definiert: der frontale Aspekt des Helms umfasste die Aufpralltypen 1, 2, 3, 4, 13 und 14; und die Rückseite des Helms bestand aus den Aufschlagtypen 7, 8, 9 und 10.

Die Aufschläge wurden zunächst mit einem modal abgestimmten Impulshammer auf die nackte Kopfform verabreicht (PCB Piezotronics, Inc.; Depew, NY) wie von Cummiskey et al.34,44 beschrieben, um die während des Aufpralls angelegte Kraft aufzuzeichnen.

Für jeden Treffer löste der Aufprall des modalen Impulshammers das 200-ms-Erfassungsfenster aus. Nachdem die Daten visuell überprüft wurden, um sicherzustellen, dass keine Aufzeichnungsfehler vorlagen, wurde die Speichertaste gedrückt, um die Daten in eine Datei zu schreiben. Aufgrund der Gewalt der Experimente entstehen die meisten Aufzeichnungsfehler durch lose Drähte, ein gebrochenes Hammerkabel oder gebrochene Beschleunigungsleiter. Für fünf Treffer pro Datei und vier Dateien pro Ort wurden an jedem Ort insgesamt zwanzig Einschläge auf den Stufen 1 (2-4 Ns), 2 (5-7 Ns), 3 (8-10 Ns), 4 (11-13 Ns), 5 (> 14 Ns) mit drei Wiederholungen aufgezeichnet.

Nach dem Erwerb eines Referenzsatzes für die Form mit nacktem Kopf wurden drei Exemplare jedes Helms gemäß den Herstellerspezifikationen serienweise an die Kopfform angepasst. Alle 14 Aufschlagtypen wurden an jeden der drei Helme geliefert (Abbildung 2). Diese Verfahren führten dazu, dass für jedes Helmmodell insgesamt 840 Datenpunkte gesammelt wurden. Beachten Sie, dass für die Sammlung des letzten, größten Hammerschlags an jedem Ort eine Hochgeschwindigkeitskamera verwendet wurde, um den Schlag mit einer Bildrate von 959 Hz zu dokumentieren (Abbildung 3).

6. Nachbearbeitung

Diese Studie konzentriert sich auf zwei wichtige Ausgabeparameter, die durch Einschläge auf eine Hybrid-III-Kopfform entstehen: die Peak-translationalen und peak-Rotationsbeschleunigungen, ap bzwfigure-protocol-1. , Zum Vergleich wurden diese Parameter in dimensionsloser Form , und figure-protocol-2, wie von Cummiskey et al.34 beschrieben, in dimensionsloser Form figure-protocol-3umgewandelt,
figure-protocol-4(1)
figure-protocol-5(2)

wobei t* die Differenz zwischen einer Referenzzeit (100 ms) und der Aufpralldauer ist, gemessen durch den Impulshammer, und wn die Breite des Halses. Der Impuls, der an die Kopfform (nackt oder behelmt) abgegeben wurde, wurde ebenfalls in eine dimensionslose Eingabevariable umgewandelt, figure-protocol-6, und gegeben durch,

figure-protocol-7(3)

wobei mh die Masse der Kopfform ist und F(t) die Aufprallkraft in Funktion der Zeit, integriert über die Dauer des Aufpralls.

Beschleunigungsspuren wurden mit einem eigenen MATLAB-Programm gesammelt und verarbeitet. Nach der Sammlung wurden alle Leiterbahnen durch einen Butterworth-Tiefpassfilter vierter Ordnung (750 Hz Cutoff-Frequenz) geleitet, um das Rauschen zu reduzieren. Kinematische Gleichungen wurden dann verwendet, um die resultierende translationale und Rotationsbeschleunigung am CoM44,45 zu berechnen. Diese Werte wurden als dimensionslose Größen ausgegeben, um die Antwort der Kopfform34 zu bewerten. Peak Translational Acceleration (PTA) und Peak Rotational Acceleration (PRA) wurden als Spurdaten für jeden aufgezeichneten Aufprall ausgegeben.

7. Statistische Analyse

Die aktuelle Studie folgte ebenfalls der zuvor entwickelten Datenreduktions- und statistischen Analyse-Pipelinebei 34,35. Kurz gesagt, figure-protocol-8sowohl , als auch figure-protocol-9, wurden durch eine Potenzgesetz-Beziehung46 als mit dem dimensionslosen Impuls figure-protocol-10, , gezeigt. Für die translationale Beschleunigung hat dieses Modell die Form,

figure-protocol-11(4)

Ein ähnlicher Ansatz wurde zur Modellierung der dimensionslosen Rotationsbeschleunigung verwendet. Eine modifizierte Version von Grubbs Methode wurde dann verwendet, um Ausreißer zu entfernen, und eine endgültige Kurvenanpassung wurdemit 34 erzeugt. Ein ANCOVA-Test mit einem α-Wert von 0,05 wurde verwendet, um Unterschiede zwischen den Regressionskoeffizienten jedes Helms zu untersuchen, mit einem Tukey-Post-hoc-Test und der Holm-Sidak-P-Wertkorrektur34,47.

Die endgültigen zwischenliegenden asymptotischen Kurven, die durch dieses Verfahren erzeugt wurden, wurden verwendet, um die Aufprassminderung für jeden Helm zu bestimmen. Nachdem die Fläche unter jeder Kurve mit insgesamt 100 gleichmäßig verteilten Werten berechnet wurde, die den Abstand zwischen Minimal- und Maximalwerten für figure-protocol-12abdeckten, war es möglich, die Wirksamkeit des Helms an jeder Stelle zu bestimmen (Abbildung 4),

figure-protocol-13(5)

Dieser Vorgang wurde für die Spitzenrotationsbeschleunigungen wiederholt. Mit einem maximalen Wert von eins (was 100 % Abschwächung entspricht) gilt: Je höher die Aufpralldämpfung, desto besser performte sich der Helm. Eine Änderung der Minderung von 0,05 wurde als Schwellenwert verwendet, die eine physikalisch bedeutsame Effektgröße darstellt. Eine solche Erhöhung entspricht 5 % der maximal möglichen Minderung und würde die Auswirkungen von 25–50 Kopfstößen für einen typischen Athleten, der eine komplette Kontaktsaison absolviert und eine typische Anzahl von 500–1.000 Kopfaufprall-Expositionenansammelt, etwa ausschließen.

Ergebnisse

Die Massen der hier getesteten vier Helme reichten von 1,986 kg für den H2Q bis zu 2,243 kg für den H2T (Tabelle 1), dem bis dahin massivsten gemeldeten Helm.

Im Verlauf des Experiments betrug die vom modalen Impulshammer erzeugte Spitzenkraft 5.307 N.

Translationale Beschleunigungen

Wie zuvorgezeigt 34,35, führte die Hinzufügung eines beliebigen Helms zur Form des nackten Kopfes zu einer signifikanten Verringerung der maximalen dimensionslosen Beschleunigung und einer entsprechenden Verringerung der Regressionskoeffizienten, die die Spitzenbeschleunigungen mit dem abgegebenen Impuls in Verbindung brachten. Unter den vier für diese Studie getesteten Helmen lag die translationale Auswirkungsminderung zwischen 0,643 und 0,872 (Tabelle 2). Für die Basismodelle zeigte das H1 eine Reduktion der translationalen Impact Mitigation um mindestens 0,05 für fünf Impact-Typen (Impact-Typen 5–8 und 10) und keinen Anstieg von mindestens 0,05 für irgendwelche Impact-Typen. Im Gegensatz dazu zeigte das H2 eine Zunahme der translationalen Impact-Minderung von mindestens 0,05 für fünf Impact-Typen (Impact-Typen 5–8 und 10) und keine Abnahme dieser Größe.

Auf Basis von Einschlagstypen erreichte das H2T die maximale Minderung für acht der 14 Einschlagsorte/Inzidenztypen (Tabelle 2). Der H2Q schnitt am besten für zwei Typen ab: Aufpralltyp 7 – geteilt mit dem H2T – und Aufschlagtyp 9. Interessanterweise schnitten zwei Helme aus einer früheren Studie, der Vicis Zero 1 und der Riddell SpeedFlex 18, jeweils für zwei Aufschlägestypen (Aufpralltypen 1 und 2) am besten ab. Der H2 erreichte die maximale Abschwächung für Aufpralltyp 6, während der H1 keine der besten Leistungen erzielte.

Rotationsbeschleunigungen

Die Aufprallminderung bei Rotationsbeschleunigungen lag zwischen 0,444 und 0,882 für Aufpralltyp 14 (Tabelle 3). Für die Basismodelle zeigte das H1 eine Verringerung der Rotationsauswirkungsminderung um mindestens 0,05 für fünf Aufpralltypen (Aufpralltypen 2, 5, 7, 10 und 13) und eine Zunahme um mindestens 0,05 nur für Aufpralltyp 12. Im Gegensatz dazu zeigte das H2 eine Zunahme der Rotationsaufprallminderung von mindestens 0,05 für neun Aufpralltypen (Aufpralltypen 3-6, 8, 9 und 12-14) und eine Abnahme dieser Stärke nur für Aufpralltyp 11.

Der H2 erreichte die maximale Minderung für sieben der 14 Aufprallarten (Tabelle 3). Der H2Q schnitt am besten für zwei Aufschlagtypen ab: (Aufschlagtypen 2 und 4). Der H2T schnitt am besten für Impact Type 12 ab. Interessanterweise schnitten zwei zuvor getestete Modelle jeweils bei zwei Aufpralltypen am besten ab: Der Schutt Pro VTD II zeigte die höchste Aufprallminderung für die Aufpralltypen 7 und 10, während der Vicis Zero 1 für die Aufpralltypen 1 und 1135 am besten abschnitt.

Diese Studie stellt das erste Mal dar, dass ein Footballhelm, der nach diesem Protokoll getestet wurde, eine Aufprallminderung von mehr als 50 % bei Aufpralltyp 9 nachgewiesen hat. Drei Helme, der H1, H2 und H2T, übertrafen diese Marke, wobei der H2 mit 0,529 die beste Reaktion zeigte (Tabelle 3). Interessanterweise erreichte der H2Q für diesen Impact-Typ nur 0,473, was deutlich niedriger ist als der Wert des Basismodells.

Im Frontalaspekt (Impact-Typen 1-4, 13 und 14), der wichtigsten Region für Offensiv- und Defensive-Line-Spieler, war das H2T nachweislich das beste Ziel bei der Abschwächung von translationalen Beschleunigungen, mit den höchsten Minderungswerten an vier der sechs Standorte (Tabelle 2). Im Gegensatz dazu war der H2T weniger effektiv bei der Abschwächung der Rotationsbeschleunigungen im Frontalaspekt und wurde für alle zugehörigen Aufprallarten (Tabelle 3) vom Vicis Zero 1, H2 oder H2Q übertroffen.

Im gesamten Rear Aspect (Impact-Typen 7-10), der wichtigsten Region von Bedeutung für Quarterbacks und einige Receiver, waren die leistungsstärksten Helme der H2 und der zuvor getestete Schutt Pro VTD II.

DATENVERFÜGBARKEIT:

Alle für die hier beschriebenen Berechnungen verwendeten Daten werden über UC Figshare (DOI: 10.60696/uc.30661718) bereitgestellt.

figure-results-1
Abbildung 1: Vierzehn verschiedene Aufpralltypen wurden über einen modal abgestimmten Impulshammer auf eine Hybrid-III-Kopfform ausgeführt. In der Frontansicht (A) und der Rückansicht (B) werden normale Einschläge durch schwarze Pfeile markiert, während die grauen Pfeile schräge Einschläge darstellen, die in einem Winkel von etwa 45 Grad zum Oberflächennormalen ausgeführt wurden. Die Aufprallpositionen und -typen waren gekennzeichnet durch (1) Front-Normal, (2) Front-Schräg, (3) Vorderer Boss-Normal, (4) Vorderer Boss-Schief, (5) Side-Normal, (6) Seitlich schräg, (7) Hinterer Boss-Normal, (8) Hinterer Boss-Schräg, (9) Rückwärts-Normal, (10) Hinten schräg, (11) Top-Normal, (12) Top-Schief, und an der Stelle des SpeedFlex-Ausschnitts sowohl (13) Cut Out-Normal als auch (14) Cut Out-Schief. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

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Abbildung 2: Ein Front-Normal-Aufprall auf einen gewöhnlichen Fußballhelm, der die Spitzenverformung, die entsprechende Kraft (A), die translationale Beschleunigung (B) und die Rotationsbeschleunigung (C) dargestellt als Funktionen der Zeit darstellt. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung zu sehen.

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Abbildung 3: Die Spitzenverformung, die während eines Front-Normal-Aufpralls beobachtet wurde, der an jedem der vier hier untersuchten Helme geliefert wurde. Die Bilder zeigen die relative Steifigkeit der H1-Helmschale und die relative Anpassung der zur Herstellung von H2 und H2Q verwendeten Schalen. Bei gleicher Aufprallstärke greift das H2T weniger von der Helmschale an als das H2 oder das H2Q. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

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Abbildung 4: Die Minderung translationaler Auswirkungen wurde anhand der maximalen translationalen Beschleunigungen (A) für die nackte Kopfform und die entsprechenden translationalen Beschleunigungen (B) für die helmtragende Kopfform für jeden Helmtyp gemessen. Das Vorhandensein des Helms verringerte beide gemessenen Beschleunigungen dramatisch. Um die Aufprallminderung zu berechnen, wurden die Spitzenbeschleunigungen für die nackten und helmierten Kopfformen gemessen und verwendet, um den dimensionslosen Impuls, figure-results-5, und die dimensionslose translationale Beschleunigung, zu berechnen. figure-results-6 Die Integration der Flächen unter der Kurve für die Form des nackten Kopfes, das Subtrahieren der entsprechenden Fläche für die Form des helmierten Kopfes und die Normalisierung durch die Fläche unter der Form des nackten Kopfes ergab einen Wert zwischen null und eins. Die Rotationsauswirkungsminderung wurde ähnlich berechnet. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

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Abbildung 5: Zusammenfassung der translationalen und rotationsbedingten Impaktminderung für zwei der 14 verschiedenen hier untersuchten Aufpralltypen über alle bisher mit dieser Methode getesteten Helme. Die Minderung translationeller Beschleunigungen bei Frontnormal-(Typ 1) Aufprallen (A) zeigt eine subtile Verbesserung des Riddell SpeedFlex und kaum Veränderungen bei den Vicis-Helmen. Die Minderung translationaler Beschleunigungen bei Rear Normal (Type 9) Aufprallen (B) zeigte ähnliche Veränderungen beim Riddell und subtile Verbesserungen bei den Vicis-Helmen. Interessanterweise gingen beide Helmtypen leicht zurück, wenn es darum ging, Rotationsbeschleunigungen bei frontalen Aufprallen (C) abzumildern. Die deutlichsten Verbesserungen bei der Bremsung der rotierenden Aufpralleffekte wurden bei Heckaufprallen (D) beobachtet, wobei sowohl der Riddell SpeedFlex als auch der Vicis Zero 2 die bisher höchsten Werte aufwiesen. Bitte klicken Sie hier, um eine größere Version dieser Abbildung anzusehen.

HelmtypMasse (kg)Schalenmaterial
H12.074Polycarbonat
H22.015Thermoplastisches Elastomer
H2T2.243Thermoplastisches Elastomer
H2Q1.986Thermoplastisches Elastomer

Tabelle 1: Masse und Schalenmaterial für jeden getesteten Helm.

AufpralltypSpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspekt18Zero 1
1Frontal0.7050.7060.8320.8210.820.799
2Frontal0.7440.7330.8170.8030.8040.791
3Frontal0.750.7510.7860.7980.8050.779
4Frontal0.7410.7560.7590.7920.8040.78
50.8040.7030.7260.7810.7730.801
60.8080.7560.7130.8110.810.807
7Heck0.7470.6430.6980.7480.7540.754
8Heck0.7790.7030.6990.7580.7660.762
9Heck0.7470.6990.7410.7770.7640.795
10Heck0.7560.70.7150.7870.7880.775
110.7010.6970.8320.8040.8320.783
120.7530.7480.8230.8660.8720.848
13Frontal0.7410.7190.8170.8340.8360.819
14Frontal0.7670.770.8080.8460.8530.824

Tabelle 2: Minderung translationeller Beschleunigungen nach Impakttyp. Graue Schattierung zeigt Helme an, die im Rahmen der aktuellen Studie getestet wurden. Fettgedruckte Zahlen zeigen die bisher beste Leistung für einen gegebenen Einschlagstyp an.

AufpralltypSpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspekt18Zero 1
1Frontal0.4790.4720.6980.6690.6690.653
2Frontal0.550.4440.7270.7160.6960.738
3Frontal0.6840.6760.7690.8420.8320.814
4Frontal0.7280.7380.7730.8480.8430.853
50.8110.7580.7830.8630.840.846
60.8110.7750.8010.8710.8530.858
7Heck0.730.5850.6980.7470.7360.666
8Heck0.5780.6130.4790.6220.5940.595
9Heck0.4830.520.3910.5290.5050.473
10Heck0.7010.6210.6930.7060.6920.688
110.5640.570.7230.670.6980.642
120.6190.750.7690.8460.8530.762
13Frontal0.530.4770.7550.8110.7890.795
14Frontal0.6850.690.7780.8820.8780.855

Tabelle 3: Minderung der Rotationsbeschleunigungen nach Stoßtyp. Graue Schattierung zeigt Helme an, die im Rahmen der aktuellen Studie getestet wurden. Fettgedruckte Zahlen zeigen die bisher beste Leistung für einen gegebenen Einschlagstyp an.

Diskussion

Während die neueste Helmgeneration 64–87 % der translationalen Beschleunigungen und 44–88 % der Rotationsbeschleunigungen abmildert, zeigt der Rückenaspekt moderner Footballhelme weiterhin generell eine schlechte Aufprallminderung, insbesondere beim Aufpralltyp 9. Außerdem zeigte der neuere H1 laut diesem Testprotokoll im Allgemeinen keine bessere Leistung als der SpeedFlex 18, doch die neueren Vicis-Helme zeigten eine allgemeine Verbesserung, wobei die Rotations-Impitation am Rücken des Helms erstmals über 50 % lag.

Entscheidend ist jedoch, dass die anhaltende Diskrepanz in den Aufprallminderungswerten zwischen Frontal- und Rückseite des Helms als Überflüssigkeit der Verwendung einer einzigen Metrik zur Bestimmung der Qualität eines Helms überflüssig gemacht werden sollte – 34,35,48,49,50. Das H2T, das sich gut bei der Abschwächung von translationalen Beschleunigungen, aber schlecht bei der Abschwächung von Rotationsbeschleunigungen bewährte, bietet eine klare Veranschaulichung der Falle der Verwendung einer singulären Metrik für ein so komplexes Verhaltensprofil. Historisch gesehen hatten moderne Footballhelme Erfolg bei der Abschwächung translationaler Beschleunigungen, aber bei Berücksichtigung der Rotationsbeschleunigungendeutlich variabler (Abbildung 5).

Es sollte auch beachtet werden, dass die Designziele der positionsspezifischen Helme offenbar von der aktuellen Version der Helme nicht erreicht werden. Für positionsspezifische Helme ist es wichtig, zwischen translationalen Beschleunigungen, die viele Jahre lang der einzige von NOCSAE geforderte Testmodus waren, und Rotationsbeschleunigungen zu unterscheiden, die oft als die relevantesten für die Entwicklung von Hirntrauma angesehen werden 36,37,38,39,40,41. Eine der Stärken der hier verwendeten Methodik ist, dass die translationale und die Rotationsbeschleunigung getrennt charakterisiert, normalisiert und dimensionsfrei sind, sodass sowohl bei der Gesamtbewertung als auch bei der Gestaltung der Helmleistung berücksichtigt werden können. Eine weitere Stärke ist die Verwendung der nackten Kopf-Stöße zur Normalisierung des Datensatzes, wodurch Unterschiede in der Nackensteifigkeit, die durch Asymmetrien in der Hybrid-III-Halsstruktur zu beobachten sind, effektiv eliminiert und einfache resultierende translationale und rotationsbedingte Minderungen bereitgestellt werden, die an jeder Stelle von null bis eins variieren. Diese Analyse ist machbar, da gleichzeitig ein Impulshammer zur Messung der Kraft als Funktion der an die Kopfform abgegebenen Zeit und eines Beschleunigungsarrays zur Messung der resultierenden Beschleunigungen erfolgt.

Obwohl erhebliche Anstrengungen unternommen wurden, Kopfbeschleunigungen während Training und Spiele auf vielen verschiedenen Spielstufen zu charakterisieren 21,51,52,53,54,55,56,57,58,59,60,61,62, wurde die Größe der bei Kopfaufprallen erzeugten Kräfte nicht in situ charakterisiert. Um eine Schätzung der Spitzenkontaktkräfte im Football zu liefern, wurde festgestellt, dass Highschool-Footballspieler und Frauenfußballspielerinnen nahezu identische Verteilungen der Kopfbeschleunigungsereignisse61 aufweisen. Eine laborbasierte Studie zu Kopfstößen imFußball 63, bei der die gemessene maximale Aufprallkraft etwa 4.600 N betrug. Berücksichtigt man die zusätzliche Masse des Helms, würde man erwarten, dass die Spitzenkräfte etwa 30 % höher sind. Die während dieser Studie erzeugte maximale Kontaktkraft betrug 5.307 N, was im erwarteten Bereich von 6.000 N liegt.

Linemen erleben typischerweise den höchsten Anteil an Einwirkungen auf den Frontalbereich: 1,12,59,64,65. Der H2T war am besten darin, Frontalaspekt-translationale Beschleunigungen abzumildern, wurde jedoch von anderen Helmen übertroffen, wenn Rotationsbeschleunigungen berücksichtigt wurden. Das zusätzliche Material, das an der Vorderseite des Helms hinzugefügt wurde, erhöhte dessen Masse, was wahrscheinlich half, die translationalen Beschleunigungen abzumildern, aber offenbar die Verformungsfähigkeit der Hülle beeinträchtigte und zu höheren Rotationsbeschleunigungen führte. Dies ist eine überraschende Designstrategie, da gut dokumentiert ist, dass der primäre Energieverlustmechanismus des Vicis-Helms die Flexibilität des Panzers ist.

Im Gegensatz dazu erleiden Quarterbacks und viele Receiver oft schwere Schläge am Hinterkopf. Der H2Q schnitt bei zwei der vier Rear Aspect Impact-Typen am besten ab, wenn translationale Beschleunigungen berücksichtigt wurden, aber bei Rotationsbeschleunigungen keine der Rear Spect-Aufpralltypen. Es ist unklar, warum der H2Q im Rear Aspect nicht so gut abschnitt wie der Basis-H2. Es gab keine offensichtlichen Unterschiede in der Struktur der Helme, aber der Hersteller weist auf Unterschiede im Polstermaterial an einigen, nicht näher bezeichneten Stellen hin. Zukünftige Arbeiten sollten alle H2-Modelle genauer untersuchen, mit Schwerpunkt auf der mechanochemischen Analyse der Schalen66 und Polsterung sowie der Entwicklung hochauflösender Computermodelle zur Analyse der dynamischen strukturellen Eigenschaften 67,68,69,70,71,72,73. Die hier gesammelten Daten sollten idealerweise mit der vorherigen mechanischen Charakterisierung der verschiedenen Materialien kombiniert werden, aus denen der Helm66 besteht, um Finite-Elemente-Analysen zu erzeugen, da der Einsatz des modal abgestimmten Impulshammers einen klar definierten Kraftinput liefert, der die resultierende Beschleunigung begleitet. Idealerweise würde diese Analyse im Kontext eines Sensitivitätsrahmens 74,75,76,77 durchgeführt.

Die aktuelle Methode weist gewisse Variabilität auf, da ein Mensch jeden Schlag über einen vordefinierten Bereich verteilt. Zur Ausgleich wurde sichergestellt, dass jede Minderungsmetrik das Ergebnis von 60 unabhängigen Schlägen über einen festgelegten Impulsbereich ist. Daher kann dies als Merkmal des Testprotokolls betrachtet werden, da Aufpralleffekte auf dem Feld mit einer inhärenten Zufälligkeit hinsichtlich ihrer Größe, Position und Neigungswinkel zur Helmoberfläche ausgeführt werden. Ein weiterer Aspekt ist die Größe der Hammerfläche. Beim Helm-zu-Helm-Kontakt wirkt das Hammergesicht über eine größere Fläche als der Helm. Im Gegensatz dazu erzeugt es bei Helm-zu-Boden-Situationen eine kleinere Kontaktfläche als der Rasen. Zukünftige Arbeiten sollten die Art dieser Auswirkungen genauer untersuchen. Eine allgemeinere Schwäche jedes Helmtestprotokolls ist das Fehlen von Daten, die die tatsächlichen Aufprallkräfte auf dem Feld quantifizieren. Zukünftige Arbeiten müssen dieses Problem experimentell angehen, da dies hilft, den Impulsbereich zu verfeinern, über den die Schadensminderung für jede Position am Helm berechnet werden sollte.

Offenlegungen

Die Autoren bestätigen, dass sie keinen Interessenkonflikt im Zusammenhang mit dieser Studie haben.

Danksagungen

Die Unterstützung für diese Arbeit wurde teilweise vom Ohio Bureau of Workers' Compensation, Projekt # WSIC25-240315-028, bereitgestellt.

Materialien

Liste der in diesem Artikel verwendeten Materialien
NameUnternehmenKatalognummerKommentare
BeschleunigungsmeterdrahtPCB-PiezotronikModell 030C10Sechs erforderlich.
Erwachsenen-Football-Helmgröße großHelmtypen unten aufgeführtNADrei von jedem Modell werden verwendet, um die externe Validität aufrechtzuerhalten.
DatenerfassungsmodulNationale Instrumente9234
Hybrid III 50. Perzentil männliche KopfmontageHumanetik78051-61X-H
Hybrid III 50. Perzentil männliche HalsmontageHumanetik78051-90-H
LabView-SoftwareNationale InstrumenteNA
LaptopDellXPS 16Andere Modelle sind akzeptabel.
Große Schlitten-WeichgummispitzePCB-PiezotronikModell 084A30. 
Geräuscharmes HammerkabelPCB-PiezotronikModell 003D20
Modal abgestimmter ImpulshammerPCB-PiezotronikModell 086D20
StahlplattenMittlerer Westen Stahl und Aluminium12"x12"x12"x1"Fünf Platten wurden gebohrt und verschraubt, um die Basis für den Hals zu bilden.
Triaxiales BeschleunigungsmesserPCB-PiezotronikModell 356A03
Triaxiales BeschleunigungskabelPCB-PiezotronikModell 034G05
Uniaxialer BeschleunigungsmesserPCB-PiezotronikModell 352C22/NCSechs erforderlich.
Riddell SpeedflexBezeichnet durch "H1"
Vicis Zero 2Bezeichnet durch "H2"
Vicis Zero 2 GrabenBezeichnet durch "H2T"
Vicis Zero 2 QBBezeichnet durch "H2Q"

Referenzen

  1. Breedlove, E. L., et al. Biomechanical correlates of symptomatic and asymptomatic neurophysiological impairment in high school football. J Biomech. 45 (7), 1265-1272 (2012).
  2. Langlois, J. A., Rutland-Brown, W., Wald, M. M. The epidemiology and impact of traumatic brain injury: A brief overview. J Head Trauma Rehabil. 21 (5), 375-378 (2006).
  3. Langlois, J. A., Rutland-Brown, W., Thomas, K. E. Traumatic Brain Injury in the United States: Emergency Department Visits, Hospitalizations, and Deaths. , (2006).
  4. Black, A. M., Sergio, L. E., Macpherson, A. K. The epidemiology of concussions: Number and nature of concussions and time to recovery among female and male Canadian varsity athletes. Clin J Sport Med. 27 (1), 52-56 (2008).
  5. Baugh, C. M., et al. Frequency of head-impact-related outcomes by position in NCAA Division I collegiate football players. J Neurotrauma. 32 (5), 314-326 (2015).
  6. McCrea, M., Hammeke, T., Olsen, G., Leo, P., Guskiewicz, K. Unreported concussion in high school football players: Implications for prevention. Clin J Sport Med. 14 (1), 13-17 (2004).
  7. Baugh, C. M., Kroshus, E., Meehan, W. P. III, McGuire, T. G., Hatfield, L. A. Accuracy of US college football players' estimates of their risk of concussion or injury. JAMA Netw Open. 3 (12), e2031509(2020).
  8. Baugh, C. M., Kroshus, E., Meehan, W. P., Campbell, E. G. Trust, conflicts of interest, and concussion reporting in college football players. J Law Med Ethics. 48 (2), 307-314 (2020).
  9. Baugh, C. M. Athlete concussion reporting: It is time to think bigger. J Adolesc Health. 66 (6), 643-644 (2020).
  10. Logsdon, A. F., et al. Role of microvascular disruption in brain damage from traumatic brain injury. Compr Physiol. 5 (3), 1147-1160 (2015).
  11. Bailes, J. E., Petraglia, A. L., Omalu, B. I., Nauman, E., Talavage, T. Role of subconcussion in repetitive mild traumatic brain injury. J Neurosurg. 119 (5), 1235-1245 (2013).
  12. Talavage, T. M., et al. Functionally-detected cognitive impairment in high school football players without clinically-diagnosed concussion. J Neurotrauma. 31 (4), 327-338 (2014).
  13. Poole, V. N., et al. MR spectroscopic evidence of brain injury in the non-diagnosed collision sport athlete. Dev Neuropsychol. 39 (6), 459-473 (2014).
  14. Abbas, K., et al. Effects of repetitive sub-concussive brain injury on the functional connectivity of default mode network in high school football athletes. Dev Neuropsychol. 40 (1), 51-56 (2015).
  15. Abbas, K., et al. Alteration of default mode network in high school football athletes due to repetitive subconcussive mild traumatic brain injury: A resting-state functional magnetic resonance imaging study. Brain Connect. 5 (2), 91-101 (2015).
  16. Poole, V. N., et al. Sub-concussive hit characteristics predict deviant brain metabolism in football athletes. Dev Neuropsychol. 40 (1), 12-17 (2015).
  17. Bari, S., et al. Dependence on subconcussive impacts of brain metabolism in collision sport athletes: An MR spectroscopic study. Brain Imaging Behav. 13 (3), 735-749 (2019).
  18. Svaldi, D. O., et al. Cerebrovascular reactivity changes in asymptomatic female athletes attributable to high school soccer participation. Brain Imaging Behav. 11 (1), 98-112 (2017).
  19. Chun, I. Y., et al. DTI detection of longitudinal WM abnormalities due to accumulated head impacts. Dev Neuropsychol. 40 (2), 92-97 (2015).
  20. Diekfuss, J. A., et al. Evaluation of the effectiveness of newer helmet designs with emergent shell and padding technologies versus older helmet models for preserving white matter following a season of high school football. Ann Biomed Eng. 49 (10), 2863-2874 (2021).
  21. Jang, I., et al. Every hit matters: White matter diffusivity changes in high school football athletes are correlated with repetitive head acceleration event exposure. Neuroimage Clin. 24, 101930(2019).
  22. Montenigro, P. H., et al. Cumulative head impact exposure predicts later-life depression, apathy, executive dysfunction, and cognitive impairment in former high school and college football players. J Neurotrauma. 34 (2), 228-340 (2016).
  23. Turner, R. C., et al. Repetitive traumatic brain injury and development of chronic traumatic encephalopathy: A potential role for biomarkers in diagnosis, prognosis, and treatment. Front Neurol. 3, 186(2012).
  24. McKee, A. C., et al. Chronic traumatic encephalopathy in athletes: Progressive tauopathy after repetitive head injury. J Neuropathol Exp Neurol. 68 (7), 709-735 (2009).
  25. Omalu, B. I., Hamilton, R. L., Kamboh, M. I., DeKosky, S. T., Bailes, J. Chronic traumatic encephalopathy (CTE) in a National Football League player: Case report and emerging medicolegal practice questions. J Forensic Nurs. 6 (1), 40-46 (2010).
  26. Stern, R. A., et al. Long-term consequences of repetitive brain trauma: chronic traumatic encephalopathy. PM R. 3 (10 Suppl 2), S460-S467 (2011).
  27. Levy, M. L., Ozgur, B. M., Berry, C., Aryan, H. E., Apuzzo, M. L. Birth and evolution of the football helmet. Neurosurgery. 55 (3), discussion 661-652 661-652 (2004).
  28. Bartsch, A., Benzel, E., Miele, V., Prakash, V. Impact test comparisons of 20th and 21st century American football helmets. J Neurosurg. 116 (1), 222-233 (2012).
  29. Breedlove, K. M., Breedlove, E. L., Bowman, T. G., Arruda, E. M., Nauman, E. A. The effect of football helmet facemasks on impact behavior during linear drop tests. J Biomech. 79, 227-231 (2018).
  30. Bartsch, A., Benzel, E., Miele, V., Morr, D., Prakash, V. Hybrid III anthropomorphic test device (ATD) response to head impacts and potential implications for athletic headgear testing. Accid Anal Prev. 48, 285-291 (2012).
  31. Post, A., Dawson, L., Hoshizaki, T. B., Gilchrist, M. D., Cusimano, M. D. Development of a test method for adult ice hockey helmet evaluation. Comput Methods Biomech Biomed Engin. , 1-13 (2020).
  32. Clark, J. M., Hoshizaki, T. B., Gilchrist, M. D. Protective capacity of an ice hockey goaltender helmet for three events associated with concussion. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 20 (12), 1299-1311 (2017).
  33. Hoshizaki, T. B., Post, A., Oeur, R. A., Brien, S. E. Current and future concepts in helmet and sports injury prevention. Neurosurgery. 75 (Suppl 4), S136-S148 (2014).
  34. Cummiskey, B., et al. Quantitative evaluation of impact attenuation by football helmets using a modal impulse hammer. Proc IMechE Part P: J Sports Eng Technol. 233 (2), 301-311 (2019).
  35. McIver, K. G., et al. Design considerations for the attenuation of translational and rotational accelerations in American football helmets. J Biomech Eng. 145 (6), 061008(2023).
  36. Ommaya, A. K., Hirsch, A. E., Flamm, E. S., Mahone, R. H. Cerebral concussion in the monkey: an experimental model. Science. 153 (3732), 211-212 (1966).
  37. Ommaya, A. K., Grubb, R. L. Jr, Naumann, R. A. Coup and contre-coup injury: observations on the mechanics of visible brain injuries in the rhesus monkey. J Neurosurg. 35 (5), 503-516 (1971).
  38. Ommaya, A. K., Boretos, J. W., Beile, E. E. The Lexan calvarium: an improved method for direct observation of the brain. J Neurosurg. 30 (1), 25-29 (1969).
  39. Ommaya, A. K., Faas, F., Yarnell, P. Whiplash injury and brain damage: An experimental study. JAMA. 204 (4), 285-289 (1968).
  40. Goldsmith, W., Monson, K. L. The state of head injury biomechanics: past, present, and future Part 2: physical experimentation. Crit Rev Biomed Eng. 33 (2), 105-207 (2005).
  41. Goldsmith, W. The state of head injury biomechanics: past, present, and future: Part 1. Crit Rev Biomed Eng. 29 (5-6), 441-600 (2001).
  42. Holbourn, A. Mechanics of head injuries. Lancet. 242 (6267), 438-441 (1943).
  43. Ommaya, A. K., Hirsch, A. E., Yarnell, P., Harris, E. H. Technical Report 670906: Scaling of experimental data on cerebral concussion in sub-human primates to concussion threshold for man. SAE Tech Paper. , (1967).
  44. Cummiskey, B., et al. Reliability and accuracy of helmet-mounted and head-mounted devices used to measure head accelerations. Proc IMechE Part P: J Sports Eng Technol. 231 (2), 144-153 (2017).
  45. Padgaonkar, A. J., Krieger, K. W., King, A. I. Measurement of angular acceleration of a rigid body using linear accelerometers. ASME J Appl Mech. 42 (3), 552-556 (1975).
  46. Barenblatt, G. I. Scaling, self-similarity, and intermediate asymptotics: Dimensional analysis and intermediate asymptotics. , Cambridge University Press. (1996).
  47. McIver, K. G., et al. Impact attenuation of male and female lacrosse helmets using a modal impulse hammer. J Biomech. 95, 109313(2019).
  48. Leiva-Molano, N., et al. Evaluation of impulse attenuation by football helmets in the frequency domain. J Biomech Eng. 142 (6), 061012(2020).
  49. Rowson, B., Rowson, S., Duma, S. M. Hockey STAR: a methodology for assessing the biomechanical performance of hockey helmets. Ann Biomed Eng. 43 (10), 2429-2443 (2015).
  50. Rowson, S., Duma, S. M. Development of the STAR evaluation system for football helmets: integrating player head impact exposure and risk of concussion. Ann Biomed Eng. 39 (8), 2130-2140 (2011).
  51. Linder, A. A new mathematical neck model for a low-velocity rear-end impact dummy: evaluation of components influencing head kinematics. Accid Anal Prev. 32 (2), 261-269 (2000).
  52. Guskiewicz, K. M., et al. Measurement of head impacts in collegiate football players: relationship between head impact biomechanics and acute clinical outcome after concussion. Neurosurgery. 61 (6), discussion 1252-1243 1244-1252 (2007).
  53. McCaffrey, M. A., Mihalik, J. P., Crowell, D. H., Shields, E. W., Guskiewicz, K. M. Measurement of head impacts in collegiate football players: clinical measures of concussion after high- and low-magnitude impacts. Neurosurgery. 61 (6), discussion 1243 1236-1243 (2007).
  54. Greenwald, R. M., Gwin, J. T., Chu, J. J., Crisco, J. J. Head impact severity measures for evaluating mild traumatic brain injury risk exposure. Neurosurgery. 62 (4), 789-798 (2008).
  55. Duma, S. M., et al. Analysis of real-time head accelerations in collegiate football players. Clin J Sport Med. 15 (1), 3-8 (2005).
  56. Brolinson, P. G., et al. Analysis of linear head accelerations from collegiate football impacts. Curr Sports Med Rep. 5 (1), 23-28 (2006).
  57. Siegmund, G. P., Guskiewicz, K. M., Marshall, S. W., DeMarco, A. L., Bonin, S. J. A headform for testing helmet and mouthguard sensors that measure head impact severity in football players. Ann Biomed Eng. 42 (9), 1834-1845 (2014).
  58. Lee, T. A., et al. Distribution of head acceleration events varies by position and play type in North American football. Clin J Sport Med. , (2020).
  59. Robinson, M. E., et al. The role of location of subconcussive head impacts in fMRI brain activation change. Dev Neuropsychol. 40 (2), 74-79 (2015).
  60. Broglio, S. P., et al. Cumulative head impact burden in high school football. J Neurotrauma. 28 (10), 2069-2078 (2011).
  61. Lee, T., et al. Head acceleration event metrics in youth contact sports more dependent on sport than level of play. Proc Inst Mech Eng H. 235 (2), 208-221 (2021).
  62. Walter, A. E., et al. Head acceleration event exposure and cognitive and functional outcomes: A comparison of multiple football seasons. Res Sports Med. 32 (1), 122-131 (2024).
  63. Auger, J., et al. Factors affecting peak impact force during soccer headers and implications for the mitigation of head injuries. PLoS One. 15 (10), e0240162(2020).
  64. Broglio, S. P., Eckner, J. T., Kutcher, J. S. Field-based measures of head impacts in high school football athletes. Curr Opin Pediatr. 24 (6), 702-708 (2012).
  65. Broglio, S. P., et al. Head impacts during high school football: A biomechanical assessment. J Athl Train. 44 (4), 342-349 (2009).
  66. Bower, D., et al. Mechanical characterization of athletic helmet shells. Sports Biomech. 23 (2), 241-252 (2024).
  67. Giudice, J. S., et al. Finite element model of a deformable American football helmet under impact. Ann Biomed Eng. 48 (5), 1524-1539 (2020).
  68. Bruneau, D. A., Cronin, D. S. Head and neck response of an active human body model and finite element anthropometric test device during a linear impactor helmet test. J Biomech Eng. 142 (2), (2020).
  69. Darling, T., Muthuswamy, J., Rajan, S. D. Finite element modeling of human brain response to football helmet impacts. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 19 (13), 1432-1442 (2016).
  70. Sport helmet design and virtual impact test by image-based finite element modeling. Luo, Y., Liang, Z. Annu Int Conf IEEE Eng Med Biol Soc, 2013, 7237-7240 (2013).
  71. Clark, J. M., Hoshizaki, T. B., Gilchrist, M. D. Assessing women's lacrosse head impacts using finite element modelling. J Mech Behav Biomed Mater. 80, 20-26 (2018).
  72. Post, A., Oeur, A., Walsh, E., Hoshizaki, B., Gilchrist, M. D. A centric/non-centric impact protocol and finite element model methodology for the evaluation of American football helmets to evaluate risk of concussion. Comput Methods Biomech Biomed Engin. 17 (16), 1785-1800 (2014).
  73. Post, A., Hoshizaki, B., Gilchrist, M. D. Finite element analysis of the effect of loading curve shape on brain injury predictors. J Biomech. 45 (4), 679-683 (2012).
  74. Cotter, S. A screening design for factorial experiments with interactions. Biometrika. 66 (2), 317-320 (1979).
  75. Cook, D., Julias, M., Nauman, E. Biological variability in biomechanical engineering research: significance and meta-analysis of current modeling practices. J Biomech. 47 (6), 1241-1250 (2014).
  76. Cook, D. D., Nauman, E., Mongeau, L. Ranking vocal fold model parameters by their influence on modal frequencies. J Acoust Soc Am. 126 (4), 2002-2010 (2009).
  77. Schuff, M. M., Gore, J. P., Nauman, E. A. A mixture theory model of fluid and solute transport in the microvasculature of normal and malignant tissues. II: factor sensitivity analysis, calibration, and validation. J Math Biol. 67 (6-7), 1307-1337 (2013).

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