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Mitigazione degli impatti nei caschi da football moderni: progressi e limitazioni dei design specifici per posizione

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DOI:

10.3791/68278

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13 gennaio 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 questo articolo

Sommario

I caschi da football moderni non funzionano nella parte posteriore del casco. Il processo di misurazione qui descritto chiarisce la capacità del casco sportivo di mitigare le accelerazioni traslazionali e rotazionali causate da impatti di varie magnitudini. Caratterizza in modo robusto i meccanismi di dissipazione dell'energia e può essere utilizzato per perfezionare il processo di progettazione del casco.

Abstract

È stato stabilito che gli impatti ripetitivi della testa portano all'accumulo di cambiamenti nella funzione, struttura e chimica cerebrale. Il casco è l'attrezzatura principale per i partecipanti al football americano. I primi elmi furono realizzati in pelle. Negli anni '50 furono sviluppati caschi in plastica con cinghie per il mento, ma gli standard di prova furono sviluppati solo nel 1973. Sebbene questi standard abbiano portato a materiali di imbottitura migliorati, lavori precedenti hanno dimostrato che i caschi moderni mitigano meglio le accelerazioni traslazionali rispetto a quelle rotazionali, specialmente sull'aspetto posteriore del casco. L'obiettivo di questo studio era dettagliare la metodologia utilizzata per esaminare la mitigazione degli impatti dei caschi da football con diversi meccanismi di dissipazione dell'energia, inclusi i caschi specifici per posizione. Gli esperimenti sono stati integrati all'interno di un quadro di analisi dimensionale per ottenere una tecnica che consente di valutare simultaneamente accelerazioni traslazionali e rotazionali dovute a carichi d'impatto quantificati in più punti attorno al casco. Nonostante i miglioramenti nella mitigazione complessiva dell'impatto di uno dei caschi testati qui, in generale, non raggiunsero i loro obiettivi di progettazione.

Introduzione

È stato stabilito che ogni anno negli Stati Uniti si verificano tra 1,6 e 3,8 milioni di lesioni cerebrali traumatiche (TBI) correlate allosport 1,2,3,4, derivanti principalmente da sport di contatto come football, hockey su ghiaccio, calcio, lacrosse, rugby e lotta. Sebbene il football mostri costantemente il tasso più alto di commozioni cerebrali diagnosticate, va notato che questi tassi sono drasticamente sottovalutati a causa della sottosegnalazione dei sintomidella commozione cerebrale 5,6,7,8,9. Con o senza una commozione cerebrale diagnosticata, è stato stabilito che eventi ripetuti di accelerazione della testa (rHAE) possono portare a cambiamenti marcati nella strutturacerebrale 10, nella funzione e nella chimica 11,12,13,14,15,16,17,18,19,20,21 . Questi rHAE possono essere il risultato di impatti diretti tra giocatori, un giocatore e il suolo, o di eventi di frusta derivanti da impatti alle gambe o al busto. Ricerche successive hanno illustrato gli effetti delle rHAE su compromissione cognitiva, depressione eansia 22. È stato persino suggerito che molti anni di esposizione agli rHAE possano aumentare il rischio di disturbi neurodegenerativi a lungo termine come il morbo di Alzheimer (AD) e l'encefalopatia traumatica cronica (CTE)23 sia nei calciatori che neicalciatori 24,25,26. Per proteggere i partecipanti a sport di contatto come il football americano dagli effetti deleteri degli rHAE, è fondamentale comprendere la fisica degli impatti alla testa, a partire dal casco, che funge da principale strumento di protezione.

I primi caschi da football erano realizzati in pelle e divennero un pezzo di attrezzatura obbligatoria nel football universitario nel1939-27. Cinture per il mento e mascherine per il viso erano in uso già negli anni '50, ma fu solo nel 1973 che fu sviluppato uno standard di prova dal National Operating Committee on Standards for Athletic Equipment (NOCSAE). Questo standard basato su torri di caduta fu responsabile di numerosi miglioramenti, tra cui nuovi materiali ammortizzati e nuovi sistemi di mitigazione degliimpatti 28. Sebbene questa metodologia fornisse un importante punto di partenza, Breedlove et al. furono i primi a sottolineare che non includere la maschera portava a sottoprevisioni delle accelerazioni di picco sul retro delcasco 29. Per mitigare questa carenza nel processo di test, i ricercatori hanno iniziato a utilizzare la forma della testa Hybrid III, originariamente sviluppata per i test di collisione automobilistica, per valutare l'equipaggiamento protettivo per gli sport a contatto 30,31,32,33. Studi recenti hanno dimostrato che i caschi moderni mitigano fino all'83% dell'accelerazione traslazionale da un dato impatto verso la parte anteriore del casco, l'80% verso il lato del casco e il 75% verso la parte posteriore delcasco 34,35%. La mitigazione dell'accelerazione rotazionale è considerevolmente più variabile, nonostante si pensi che sia il correlato principale con il danno aitessuti 36,37,38,39,40,41,42,43. I caschi moderni mitigano fino al 70% dell'accelerazione rotazionale da un dato impatto verso la parte anteriore del casco, e l'82% verso il lato del casco, ma solo il 48% verso la parte posteriore delcasco 34,35.

Sulla base dei risultati precedenti, il Riddell SpeedFlex (Riddell; Rosemont, IL) e Vicis Zero 1 (Seattle, WA) furono i modelli dicasco 35 con le migliori prestazioni sia per accelerazioni traslazionali che rotazionali. Nel 2022 è stata sviluppata una nuova versione della Riddell SpeedFlex, oltre a tre nuovi modelli della Vicis: la Vicis Zero 2; Vicis Zero 2 Trench, progettato specificamente per i linemen; e il quarterback Vicis Zero 2, progettato specificamente per i quarterback. L'attuale studio mirava a valutare i caschi che in precedenza avevano i migliori35 risultati e a determinare se le successive modifiche al design, incluse quelle volte a ottimizzare il design del casco per posizioni specifiche, abbiano migliorato sostanzialmente le prestazioni. L'obiettivo generale di questo studio era testare l'ipotesi che i caschi più recenti avrebbero avuto prestazioni migliori rispetto alla generazione precedente sia per impatti traslazionali che rotazionali.

Protocollo

I consumabili e le attrezzature utilizzate sono elencati nella Tabella dei Materiali.

1. Panoramica della raccolta dati

In questo caso furono utilizzati quattro diversi modelli di casco di due produttori. Tra questi vi è stata l'edizione 2022 dello SpeedFlex (Riddell, Rosemont, IL), indicata con H1; lo Zero 2 (Vicis, Seattle, WA), indicato con H2; la Trincea Zero 2 (Vicis, Seattle, WA), indicata con H2T, progettata per giocatori di linea offensiva e difensiva; e lo Zero 2 Quarterback (Vicis, Seattle, WA), indicato come H2Q, progettato per i quarterback, anche se va notato che le differenze tra H2 e H2Q non erano evidenti. Per ogni modello di casco, sono stati testati tre caschi separati per un totale di 12 caschi.

Il presente studio ha seguito la procedura di base sviluppata da Cummiskey et al.34,44 e McIver et al.35. In linea con questi studi precedenti, è stato utilizzato un banco di prova per assemblaggio testa e collo Hybrid III al 50° percentile, fissato a una piastra di base in acciaio, per quantificare le forze e le accelerazioni derivanti da impatti diretti sulla forma della testa nuda, così come su ciascuno dei tre caschi di ciascun modello testato. La mitigazione degli impatti, come definita qui, era semplicemente una misura della diminuzione dell'accelerazione dovuta alla presenza del casco.

2. Processo dettagliato di raccolta dati

Dopo aver verificato che il DAQ e il computer che esegue il codice LabView fossero correttamente collegati all'alimentazione, tutti i sensori furono collegati al DAQ.

3. Inizializzazione software

Il programma LabView personalizzato, intitolato "Hammer_Time_2017.vi", veniva fatto doppio clic per avviare l'inizio della raccolta dati. I dati di base venivano quindi inseriti nei campi appropriati, inclusi il percorso per il file dati finale, il numero di visite per file (tipicamente cinque), il numero di file per posizione (tipicamente quattro) e il profilo del casco. Una volta inseriti i dati, il codice LabView veniva avviato premendo Run.

Come valutazione preliminare dell'intero sistema, il martello a impulso modale fu utilizzato per colpire la parte anteriore, superiore e laterale, al fine di confermare che il martello e tutti e tutti e nove gli accelerometri stessero raccogliendo dati con successo.

4. Consegna a impatto

Durante l'erogazione di ogni impatto, le accelerazioni risultanti al centro di massa (CoM) sono state misurate utilizzando un array di nove accelerometri in un sistema 3-2-2-2, come definito da Padgaonkar et al.45. Una serie temporale di 200 ms è stata raccolta per ogni impatto normale e obliquo, con un pre-trigger di 70 ms, fornendo 130 ms di misurazioni di accelerazione e forza d'impatto, con tutti i segnali raccolti a 5120 Hz.

5. Tipi di impatto

Quattordici tipi di impatto (Figura 1) sono stati valutati per tutti i casi di prova (forma della testa nuda e ciascun modello di casco), rappresentando due angoli di incidenza (normale e obliquo) in ciascuna delle sette posizioni dell'impatto (Frontale, Frontale, Laterale, Posteriore, Posteriore, Superiore e il Taglio SpeedFlex). Gli impatti normali venivano eseguiti perpendicolarmente alla superficie, mentre gli impatti obliqui si svolgevano con un angolo di circa 45° rispetto alla direzione normale. Questi tipi di impatto sono indicati successivamente da: (1) Anteriore-Normale, (2) Anteriore-Obliquo, (3) Frontale Boss-Normale, (4) Frontale Boss-Obliquo, (5) Laterale-Normale, (6) Laterale-Obliquo, (7) Posteriore Boss-Normale, (8) Posteriore Boss-Obliquo, (9) Posteriore-Normale, (10) Posteriore-Obliquo, (11) Top-Normale, (12) Top-Obliquo, e, nella posizione del Taglio SpeedFlex, sia (13) Tagliato-Normale che (14) Tagliato-Obliquo (Figura 1)). Per semplificare la discussione sulle caratteristiche specifiche di mitigazione degli impatti per posizione, sono state definite anche due regioni aggregate: l'Aspetto Frontale del casco comprendeva i tipi d'impatto 1, 2, 3, 4, 13 e 14; e l'aspetto posteriore dell'elmetto era costituito dai tipi d'impatto 7, 8, 9 e 10.

Gli impatti sono stati prima somministrati alla forma a testa nuda utilizzando un martello a impulso calibrato (PCB Piezotronics, Inc.; Depew, NY) come descritto da Cummiskey et al.34,44, per registrare la forza applicata durante l'impatto.

Per ogni colpo, l'impatto del martello d'impulso modale attivava la finestra di acquisizione di 200 ms. Dopo che i dati venivano ispezionati visivamente per assicurarsi che non ci fossero errori di registrazione, si premeva il pulsante Salva per scrivere i dati in un file. A causa della violenza degli esperimenti, la maggior parte degli errori di registrazione deriva da fili allentati, un cavo di martello rotto o fili dell'accelerometro rotti. Per cinque colpi per file, e quattro file per località, sono stati registrati in totale venti impatti in ogni località ai livelli 1 (2-4 Ns), 2 (5-7 Ns), 3 (8-10 Ns), 4 (11-13 Ns), 5 (> 14 Ns), con tre ripetizioni.

Dopo l'acquisizione di un set di riferimento per la forma a testa nuda, tre esemplari di ciascun casco furono assemblati serialmente sulla forma della testa, secondo le specifiche del produttore. Tutti e 14 i tipi di impatto sono stati consegnati a ciascuno dei tre caschi (Figura 2). Queste procedure hanno portato alla raccolta totale di 840 punti dati per ogni modello di casco. Si noti che per la raccolta dell'ultimo, più grande colpo di martello in ogni posizione, è stata utilizzata una telecamera ad alta velocità per documentare l'esplosione a una frequenza di fotogrammi di 959 Hz (Figura 3).

6. Post-elaborazione

Questo studio si concentra su due importanti parametri di output derivanti dagli impatti inflitti a una testa Hybrid III: le accelerazioni di massima traslazione e di picco di rotazione, ap, e figure-protocol-1, rispettivamente. Ai fini del confronto, questi parametri sono stati riformulati in forma adimensionale, figure-protocol-2, e figure-protocol-3, rispettivamente, come descritto da Cummiskey et al.34,
figure-protocol-4(1)
figure-protocol-5(2)

dove t* è la differenza tra un tempo di riferimento (100 ms) e la durata dell'impatto misurata dal martello d'impulso, e wn è la larghezza del manico. L'impulso trasmesso alla forma testa (nuda o con elmetto) veniva anch'esso convertito in una variabile di ingresso adimensionale, figure-protocol-6, e dato da,

figure-protocol-7(3)

dove mh è la massa della forma della testa, e F(t) è la forza d'impatto in funzione del tempo, integrata durante la durata dell'impatto.

Le tracce di accelerazione venivano raccolte e processate utilizzando un programma MATLAB personalizzato. Dopo la raccolta, tutte le tracce venivano fatte passare attraverso un filtro passa-basso Butterworth di quarto ordine (frequenza di taglio a 750 Hz) per ridurre il rumore. Le equazioni cinematiche sono state poi utilizzate per calcolare l'accelerazione traslazionale e rotazionale risultante alCoM 44,45. Questi valori sono stati forniti come quantità adimensionali per valutare la risposta della formatesta 34. L'Accelerazione Traslazionale di Picco (PTA) e l'Accelerazione Rotazionale di Picco (PRA) sono state fornite come dati di traccia per ogni impatto registrato.

7. Analisi statistica

L'attuale studio ha seguito anche la pipeline di riduzione dei dati e analisi statistica sviluppatain precedenza 34,35. In breve, sia figure-protocol-8, che figure-protocol-9, sono stati mostrati come correlati all'impulso adimensionale, figure-protocol-10, tramite una relazione di legge di potenza46. Per l'accelerazione traslazionale, questo modello ha la forma,

figure-protocol-11(4)

Un approccio simile è stato utilizzato per modellare l'accelerazione rotazionale adimensionale. Una versione modificata del metodo di Grubb fu poi utilizzata per rimuovere outlier, e fu generato un adattamento finale della curva34. Un test ANCOVA con un livello α di 0,05 è stato utilizzato per esaminare le differenze tra i coefficienti di regressione di ciascun casco, con un test post-hoc di Tukey e una correzione dei p-valori diHolm-Sidak 34,47.

Le curve asintotiche intermedie finali generate da questo processo sono state utilizzate per determinare la mitigazione degli impatti per ciascun casco. Una volta calcolata l'area sotto ciascuna curva utilizzando un totale di 100 valori equidistanti che coprono la distanza tra i valori minimi e massimi per figure-protocol-12, era possibile determinare l'efficacia del casco in ogni posizione (Figura 4),

figure-protocol-13(5)

Questo processo si ripeté per le accelerazioni di rotazione di picco. Con un valore massimo uno (che rappresenta l'attenuazione del 100%), maggiore è l'attenuazione per impatto, migliore è la performance del casco. Una variazione nella mitigazione di 0,05 è stata utilizzata come valore soglia, rappresentando una dimensione di effetto fisicamente significativa. Un tale aumento corrisponde al 5% della mitigazione massima possibile e eliminerebbe approssimativamente gli effetti di 25-50 impatti alla testa per un atleta tipico che partecipa a un'intera stagione di contatto e accumula un numero tipico di 500-1.000 esposizioni agli impatti allatesta 1,12.

Risultati

Le masse dei quattro elmetti testati qui variavano da 1,986 kg per l'H2Q a 2,243 kg per l'H2T (Tabella 1), che è il casco più massiccio mai riportato.

Nel corso dell'esperimento, la forza massima generata dal martello a impulso modale fu di 5.307 N.

Accelerazioni traslazionali

Come dimostrato inprecedenza 34,35, l'aggiunta di qualsiasi casco alla forma a testa nuda ha causato una significativa diminuzione dell'accelerazione adimensionale di picco e una corrispondente diminuzione dei coefficienti di regressione che collegano le accelerazioni di picco all'impulso emesso. Tra i quattro caschi testati per questo studio, la mitigazione traslazionale dell'impatto variava da 0,643 a 0,872 (Tabella 2). Per i modelli base, l'H1 ha mostrato una riduzione della mitigazione dell'impatto traslazionale di almeno 0,05 per cinque tipi di impatto (tipi d'impatto 5 - 8 e 10) e non ha mostrato un aumento di almeno 0,05 per nessun tipo di impatto. Al contrario, l'H2 ha mostrato un aumento della mitigazione dell'impatto traslazionale di almeno 0,05 per cinque tipi di impatto (tipi d'impatto 5 - 8 e 10) e nessuna diminuzione di tale magnitudine.

In base al tipo di impatto, l'H2T ha raggiunto la massima mitigazione per otto dei 14 tipi di località/incidenza dell'impatto (Tabella 2). L'H2Q ha ottenuto le migliori prestazioni per due tipi: tipo d'impatto 7 - pari all'H2T - e tipo d'impatto 9. Curiosamente, due caschi di uno studio precedente, il Vicis Zero 1 e il Riddell SpeedFlex 18, hanno ottenuto le migliori prestazioni per due tipi di impatto (tipi d'impatto 1 e 2). L'H2 ha raggiunto la massima mitigazione per il tipo d'impatto 6, mentre l'H1 non ha registrato nessuna delle prestazioni massime.

Accelerazioni rotazionali

La mitigazione dell'impatto per accelerazioni rotazionali variava da 0,444 a 0,882 per il tipo d'impatto 14 (Tabella 3). Per i modelli base, l'H1 ha mostrato una riduzione della mitigazione dell'impatto rotazionale di almeno 0,05 per cinque tipi d'impatto (tipi d'impatto 2, 5, 7, 10 e 13) e un aumento di almeno 0,05 solo per il tipo d'impatto 12. Al contrario, l'H2 ha mostrato un aumento della mitigazione dell'impatto rotazionale di almeno 0,05 per nove tipi di impatto (tipi d'impatto 3-6, 8, 9 e 12-14) e una diminuzione di tale magnitudo solo per il tipo d'impatto 11.

L'H2 ha raggiunto la massima mitigazione per sette dei 14 tipi di impatto (Tabella 3). L'H2Q ha ottenuto le migliori prestazioni per due tipi di impatto: (tipi d'impatto 2 e 4). L'H2T ha ottenuto le migliori prestazioni per il tipo d'impatto 12. Curiosamente, due modelli precedentemente testati hanno ottenuto le migliori prestazioni per due tipi di impatto ciascuno: lo Schutt Pro VTD II ha mostrato la massima mitigazione per i tipi d'impatto 7 e 10, mentre il Vicis Zero 1 ha ottenuto le migliori prestazioni per i tipi d'impatto 1 e11-35.

Questo studio rappresenta la prima volta che un casco da football testato secondo questo protocollo ha dimostrato una mitigazione dell'impatto superiore al 50% per il tipo d'impatto 9. Tre caschi, H1, H2 e H2T, superarono tutti quel traguardo, con l'H2 che mostrava la migliore risposta a 0,529 (Tabella 3). Curiosamente, l'H2Q ha raggiunto solo 0,473 per questo tipo d'impatto, che è sostanzialmente inferiore al valore del modello base.

Sull'Aspetto Frontale (tipi d'impatto 1-4, 13 e 14), la regione principale di importanza per i giocatori di linea offensiva e difensiva, l'H2T è stato dimostrabilmente il migliore nel mitigare le accelerazioni traslazionali, con i punteggi di mitigazione più alti in quattro delle sei località (Tabella 2). Al contrario, l'H2T è stato meno efficace nel mitigare le accelerazioni rotazionali sull'Aspetto Frontale, venendo superato per ogni tipo di impatto associato (Tabella 3) dal Vicis Zero 1, H2 o H2Q.

Nell'Estremità Posteriore (tipi da impatto 7-10), la principale regione di importazione per quarterback e alcuni ricevitori, i caschi con le migliori prestazioni erano l'H2 e il precedentemente testato Schutt Pro VTD II.

DISPONIBILITÀ DEI DATI:

Tutti i dati utilizzati per i calcoli descritti in questo documento saranno messi a disposizione tramite UC Figshare (DOI: 10.60696/uc.30661718).

figure-results-1
Figura 1: Quattordici diversi tipi di impatti sono stati eseguiti tramite un martello a impulso calibrato modalmente su una testa Hybrid III. Nella vista frontale (A) e nella vista posteriore (B), gli impatti normali sono indicati da frecce nere mentre le frecce grigie rappresentano impatti obliqui, eseguiti con un angolo di circa 45 gradi rispetto alla normalità superficiale. Le posizioni e i tipi di impatto erano indicati con (1) Anteriore-Normale, (2) Anteriore-Obliquo, (3) Frontale Boss-Normale, (4) Anteriore Boss-Oblique, (5) Laterale-Normale, (6) Laterale-Obliquo, (7) Posteriore-Boss-Normale, (8) Posteriore-Obliquo, (9) Posteriore-Normale, (10) Posteriore-Obliquo, (11) Top-Normale, (12) Top-Obliquo, e, nella posizione del Taglio SpeedFlex, sia (13) Tagliato-Normale che (14) Tagliato-Obliquo. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

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Figura 2: Un impatto frontale normale inflitto a un casco da football comune che mostra la deformazione di picco, la corrispondente forza (A), l'accelerazione traslazionale (B) e l'accelerazione rotazionale (C), mostrate come funzione del tempo. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

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Figura 3: La deformazione massima osservata durante un impatto Frontale-Normale effettuato su ciascuno dei quattro elmetti studiati qui. Le immagini mostrano la relativa rigidità della corazza del casco H1 e la relativa flessibilità dei gusci utilizzati per la fabbricazione dell'H2 e dell'H2Q. Per la stessa grandezza d'impatto, l'H2T coinvolge meno la scocca del casco rispetto all'H2 o all'H2Q. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

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Figura 4: La mitigazione dell'impatto traslazionale è stata misurata utilizzando le accelerazioni traslazionali di picco (A) per la forma testa nuda e le corrispondenti accelerazioni traslazionali (B) per la forma con la testa casca per ciascun tipo di casco. La presenza del casco riduceva drasticamente entrambe le accelerazioni misurate. Per calcolare la mitigazione dell'impatto, sono state misurate le accelerazioni di picco per le forme di testa nude e con elmetto e utilizzate per calcolare l'impulso adimensionale, figure-results-5, e l'accelerazione traslazionale adimensionale, figure-results-6. Integrando le aree sotto la curva per la forma a testa nuda, sottraendo l'area corrispondente per la forma con testa con elmetto e normalizzando per l'area sotto la forma a testa nuda si otteneva un valore compreso tra zero e uno. La mitigazione dell'impatto rotazionale è stata calcolata in modo simile. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

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Figura 5: Riepilogo della mitigazione degli impatti traslazionali e rotazionali per due dei 14 diversi tipi di impatto studiati qui su tutti i caschi testati finora con questo metodo. La mitigazione delle accelerazioni traslazionali per gli impatti Frontali Normali (Tipo 1) (A) illustra un miglioramento sottile del Riddell SpeedFlex e pochi cambiamenti nei caschi Vicis. La mitigazione delle accelerazioni traslazionali per gli impatti Rear Normal (Tipo 9) (B) ha mostrato cambiamenti simili per la Riddell e miglioramenti sottili per i caschi Vicis. Curiosamente, entrambi i tipi di casco sono leggermente regrediti per quanto riguarda la mitigazione delle accelerazioni rotazionali per impatti frontali (C). I miglioramenti più drammatici nella mitigazione degli impatti rotazionali sono stati osservati per gli impatti posteriori (D), con sia il Riddell SpeedFlex che il Vicis Zero 2 che hanno mostrato i valori più alti fino ad oggi. Clicca qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Tipo di cascoMassa (kg)Materiale del guscio
H12.074Policarbonato
H22.015Elastomero termoplastico
H2T2.243Elastomero termoplastico
H2Q1.986Elastomero termoplastico

Tabella 1: Massa e materiale del guscio per ciascun casco testato.

Tipo d'impattoSpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspetto18Zero 1
1Frontale0.7050.7060.8320.8210.820.799
2Frontale0.7440.7330.8170.8030.8040.791
3Frontale0.750.7510.7860.7980.8050.779
4Frontale0.7410.7560.7590.7920.8040.78
50.8040.7030.7260.7810.7730.801
60.8080.7560.7130.8110.810.807
7Retro0.7470.6430.6980.7480.7540.754
8Retro0.7790.7030.6990.7580.7660.762
9Retro0.7470.6990.7410.7770.7640.795
10Retro0.7560.70.7150.7870.7880.775
110.7010.6970.8320.8040.8320.783
120.7530.7480.8230.8660.8720.848
13Frontale0.7410.7190.8170.8340.8360.819
14Frontale0.7670.770.8080.8460.8530.824

Tabella 2: Mitigazione delle accelerazioni traslazionali in base al tipo d'impatto. L'ombreggiatura grigia indica caschi testati nell'ambito dello studio attuale. I numeri in grassetto indicano le migliori prestazioni finora per un determinato tipo di impatto.

Tipo d'impattoSpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspetto18Zero 1
1Frontale0.4790.4720.6980.6690.6690.653
2Frontale0.550.4440.7270.7160.6960.738
3Frontale0.6840.6760.7690.8420.8320.814
4Frontale0.7280.7380.7730.8480.8430.853
50.8110.7580.7830.8630.840.846
60.8110.7750.8010.8710.8530.858
7Retro0.730.5850.6980.7470.7360.666
8Retro0.5780.6130.4790.6220.5940.595
9Retro0.4830.520.3910.5290.5050.473
10Retro0.7010.6210.6930.7060.6920.688
110.5640.570.7230.670.6980.642
120.6190.750.7690.8460.8530.762
13Frontale0.530.4770.7550.8110.7890.795
14Frontale0.6850.690.7780.8820.8780.855

Tabella 3: Mitigazione delle accelerazioni rotazionali in base al tipo d'impatto. L'ombreggiatura grigia indica caschi testati nell'ambito dello studio attuale. I numeri in grassetto indicano le migliori prestazioni finora per un determinato tipo di impatto.

Discussione

Mentre l'ultima generazione di caschi ha riscontrato di mitigare il 64%-87% delle accelerazioni traslazionali e il 44%-88% delle accelerazioni rotazionali, l'aspetto posteriore dei caschi da football moderni continua a mostrare una scarsa mitigazione degli impatti in generale, specialmente per il tipo d'impatto 9. Inoltre, mentre i nuovi H1 non hanno generalmente ottenuto prestazioni migliori dello SpeedFlex 18 secondo questo protocollo di test, i nuovi caschi Vicis hanno mostrato un miglioramento generalizzato, con la mitigazione degli impatti rotazionali sul retro del casco che ha superato per la prima volta il 50%.

Tuttavia, è fondamentale che la continua discrepanza nei punteggi di mitigazione degli impatti tra l'Aspetto Frontale e quello Posteriore del casco dovrebbe essere riconosciuta come un requisito che impedisce l'uso di una singola metrica per determinare la qualità di un datocasco 34,35,48,49,50. L'H2T, che ha ottenuto buoni risultati nel mitigare le accelerazioni traslazionali ma scarsamente nel mitigare le accelerazioni rotazionali, offre una chiara illustrazione del rischio nell'utilizzare una metrica singola per un profilo comportamentale così complesso. Storicamente, i caschi da football moderni hanno avuto successo nel mitigare le accelerazioni traslazionali, ma prestazioni molto più variabili considerando le accelerazionirotazionali 34,35 (Figura 5).

Va inoltre notato che gli obiettivi progettuali dei caschi specifici per posizione non sembrano essere soddisfatti dall'attuale iterazione dei caschi. Per i caschi specifici per la posizione, è importante distinguere tra accelerazioni traslazionali, per molti anni l'unica modalità di prova richiesta da NOCSAE, e accelerazioni rotazionali, spesso ritenute le più rilevanti per lo sviluppo di traumicerebrali 36,37,38,39,40,41 . Uno dei punti di forza della metodologia utilizzata in questo articolo è che le accelerazioni traslazionali e rotazionali sono caratterizzate, normalizzate e non dimensionalizzate separatamente, rendendo possibile considerare entrambe nella valutazione complessiva e nel design delle prestazioni del casco. Un altro punto di forza è l'uso degli impatti con la testa nuda per normalizzare il set di dati, eliminando efficacemente le differenze nella rigidità del collo che possono essere osservate a causa delle asimmetrie nella struttura del collo Hybrid III e fornendo semplici mitigazioni traslazionali e rotazionali che variano da zero a uno in ogni posizione. Questa analisi è fattibile grazie all'integrazione simultanea di un martello a impulso per misurare la forza in funzione del tempo trasmesso alla forma della testa e di un array di accelerometri per misurare le accelerazioni risultanti.

Sebbene ci siano stati notevoli sforzi per caratterizzare le accelerazioni della testa durante gli allenamenti e le partite a molti diversi livelli di gioco 21,51,52,53,54,55,56,57,58,59,60,61,62, l'entità delle forze generate durante gli impatti di testa non è stata caratterizzata in situ. Per fornire una stima delle forze di contatto di picco sperimentate nel football, è stato osservato che le giocatrici di football delle scuole superiori e quelle femminili mostrano distribuzioni quasi identiche degli eventi di accelerazione dellatesta 61. Uno studio di laboratorio sugli impatti alla testa nelcalcio 63 in cui la forza massima d'impatto misurata era di circa 4.600 N. Tenendo conto della massa aggiuntiva del casco, ci si aspetterebbe che le forze di picco siano circa il 30% superiori. La forza di contatto massima generata durante questo studio è stata di 5.307 N, che si colloca nell'intervallo previsto di 6.000 N.

I linemen tipicamente subiscono la percentuale più alta di impatti nella regionefrontale 1, 12, 59, 64, 65. L'H2T era il migliore nel mitigare le accelerazioni traslazionali dell'Aspetto Frontale, ma fu superato da altri caschi quando si consideravano le accelerazioni rotazionali. Il materiale aggiunto alla parte anteriore del casco ne aumentava la massa, probabilmente aiutando a mitigare le accelerazioni traslazionali, ma sembrava interferire con la capacità della scocca di deformarsi, causando accelerazioni di rotazione più elevate. Questa è una strategia progettuale sorprendente, poiché è ben documentato che il meccanismo principale di dissipazione dell'energia del casco Vicis è la flessibilità del guscio.

Al contrario, i quarterback, e molti ricevitori, spesso subiscono gravi impatti alla parte posteriore della testa. L'H2Q si è comportato meglio per due dei quattro tipi di impatto Rear Aspect considerando le accelerazioni traslazionali, ma nessuno dei tipi di impatto Rear Aspect quando si consideravano le accelerazioni rotazionali. Non è chiaro perché l'H2Q non abbia avuto prestazioni altrettanto buone nell'aspetto posteriore rispetto all'H2 base. Non c'erano differenze evidenti nella struttura dei caschi, ma il produttore nota una differenza nel materiale imbottito in alcune località non specificate. I lavori futuri dovrebbero esaminare tutti i modelli H2 in modo più dettagliato, con particolare attenzione all'analisi meccano-chimica dei gusci66 e del rifornimento, nonché allo sviluppo di modelli computazionali ad alta risoluzione per analizzare le caratteristiche strutturalidinamiche 67,68,69,70,71,72,73 . I dati raccolti in questo documento dovrebbero idealmente essere combinati con la precedente caratterizzazione meccanica dei vari materiali che compongono ilcasco 66 per la generazione di analisi agli elementi finiti, poiché l'uso del martello a impulso calibrato modalmente fornisce un input di forza ben definito che accompagna l'accelerazione risultante. Idealmente, questa analisi dovrebbe essere eseguita nel contesto di un quadro di sensibilità 74,75,76,77.

Il metodo attuale è riconosciuto per mostrare una certa variabilità a causa del fatto che un essere umano sferra ogni colpo in un intervallo predefinito. Per compensare, è stato garantito che ogni metrica di mitigazione sia il risultato di 60 colpi indipendenti distribuiti su un intervallo stabilito di impulsi. Di conseguenza, questo può essere considerato una caratteristica del protocollo di test, poiché gli impatti sul campo sono effettuati con un livello intrinseco di casualità rispetto alla loro grandezza, posizione e angolo di inclinazione rispetto alla superficie del casco. Un'altra considerazione è la dimensione della faccia del martello. Per il contatto elmo contro elmo, la faccia del martello agisce su un'area più ampia rispetto al casco. Al contrario, per il casco a terra, genera un'area di contatto più piccola rispetto al terreno erboso. I lavori futuri dovrebbero esaminare con maggiore precisione la natura di questi impatti. Una debolezza più generale di qualsiasi protocollo di test su casco è la mancanza di dati che quantifichino le forze d'impatto effettive sperimentate sul campo. I lavori futuri devono affrontare questo problema in modo sperimentale, poiché aiuteranno a affinare l'intervallo di impulsi su cui si dovrebbe calcolare la mitigazione dell'impatto per ogni posizione del casco.

Dichiarazioni

Gli autori certificano di non avere conflitti di interessi legati a questo studio.

Ringraziamenti

Il supporto per questo lavoro è stato fornito in parte dall'Ohio Bureau of Workers' Compensation, Progetto # WSIC25-240315-028.

Materiali

Elenco dei materiali utilizzati in questo articolo
NomeAziendaNumero di catalogoCommenti
Filo dell'accelerometroPiezotronica per PCBModello 030C10Sei necessari.
Casco da football adulto taglia grandeTipi di elmetti elencati di seguitoNATre copie di ciascun modello usate per mantenere la validità esterna.
Modulo di acquisizione datiStrumenti Nazionali9234
Assemblaggio della testa maschile Ibrido III al 50° percentileUmanetica78051-61X-H
Assemblaggio del collo maschile Hybrid III al 50° percentileUmanetica78051-90-H
LabView SoftwareStrumenti NazionaliNA
LaptopDellXPS 16Altri modelli sono accettati.
Grande punta in gomma morbida per slittaPiezotronica per PCBModello 084A30. 
Cavo a martello a basso rumorePiezotronica per PCBModello 003D20
Martello a impulso modalmente accordatoPiezotronica per PCBModello 086D20
Piastre d'acciaioAcciaio e alluminio del Midwest12"x12"x1"Cinque piastre forate e bullonate per formare la base del collo.
Accelerometro triaxialePiezotronica per PCBModello 356A03
Cavo dell'accelerometro triaxialePiezotronica per PCBModello 034G05
Accelerometro uniaxialePiezotronica per PCBModello 352C22/NCSei necessari.
Riddell SpeedflexDenotato con "H1"
Vicis Zero 2Denotato con "H2"
Fossa di Vicis Zero 2Indicato come "H2T"
Vicis Zero 2 QBIndicato con "H2Q"

Riferimenti

  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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