Onderzoeksartikel

Impactbeperking in moderne voetbalhelmen: Vooruitgang en beperkingen van positie-specifieke ontwerpen

736 weergaven

⸱

DOI:

10.3791/68278

⸱

13 januari 2026

 ,  ,  ,  ,  , 
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 dit artikel

Samenvatting

Moderne voetbalhelmen presteren ondermaats aan de achterzijde van de helm. Het hier beschreven meetproces verduidelijkt het vermogen van de sporthelm om translationele en rotatieversnellingen veroorzaakt door impacten van verschillende omvang te beperken. Het karakteriseert energiedissipatiemechanismen robuust en kan worden gebruikt om het helmontwerpproces te verfijnen.

Samenvatting

Er is vastgesteld dat herhaalde hoofdbotsingen leiden tot het opbouwen van veranderingen in hersenfunctie, structuur en chemie. De helm is het belangrijkste beschermingsmateriaal voor deelnemers aan American football. De eerste helmen werden gemaakt van leer. Plastic helmen met kinbanden werden ontwikkeld in de jaren 1950, maar testnormen werden pas in 1973 ontwikkeld. Hoewel die standaarden resulteerden in verbeterde vullingsmaterialen, toonde eerder onderzoek aan dat moderne helmen translationele acceleraties beter beperken dan rotatieacceleraties, vooral op het Rear Aspect van een helm. Het doel van deze studie was om de methodologie te beschrijven die wordt gebruikt om de impactmitigatie van voetbalhelmen met verschillende energiedissipatiemechanismen te onderzoeken, inclusief positie-specifieke helmen. De experimenten werden geïntegreerd binnen een dimensionale analyse-kaders om een techniek te ontwikkelen die het mogelijk maakt om gelijktijdig translationele en rotatieversnellingen te evalueren door gekwantificeerde impactbelastingen op meerdere locaties rond de helm. Ondanks verbeteringen in de algehele impactbeperking van een van de hier geteste helmen, bereikten ze over het algemeen hun ontwerpdoelen niet.

Inleiding

Er is vastgesteld dat er jaarlijks 1,6-3,8 miljoen sportgerelateerde traumatische hersenletsels (TBI's) zijn in de Verenigde Staten,voornamelijk als gevolg van contactsporten zoals voetbal, ijshockey, voetbal, lacrosse, rugby en worstelen. Hoewel voetbal consequent het grootste percentage gediagnosticeerde hersenschuddingen vertoont, moet worden opgemerkt dat deze cijfers sterk worden onderschat door de onderrapportage van hersenschuddingssymptomen 5,6,7,8,9. Met of zonder een gediagnosticeerde hersenschudding is vastgesteld dat herhaalde hoofdversnellingsgebeurtenissen (rHAE's) kunnen leiden tot duidelijke veranderingen inhersenstructuur, functie en chemie 11,12,13,14,15,16,17,18,19,20,21. Deze rHAE's kunnen het gevolg zijn van directe botsingen tussen spelers, een speler en de grond, of whiplash-gebeurtenissen door botsingen op de benen of romp. Vervolgonderzoek illustreerde de effecten van rHAE's op cognitieve stoornissen, depressie en angst22. Er is zelfs gesuggereerd dat vele jaren blootstelling aan rHAE's het risico op langdurige neurodegeneratieve aandoeningen zoals de ziekte van Alzheimer (AD) en chronische traumatische encefalopathie (CTE)23 bij zowel voetballers als footballspelers 24,25,26 kunnen verhogen. Om deelnemers aan contactsporten zoals American football te beschermen tegen de schadelijke effecten van rHAEs, is het cruciaal om de fysica van kopstoten te begrijpen, te beginnen met de helm, die dient als het belangrijkste beschermingsmateriaal.

De eerste voetbalhelmen waren van leer en werden in 1939 een verplicht stuk uitrusting in collegefootball. Kinbanden en mondkapjes werden in de jaren 1950 gebruikt, maar pas in 1973 werd een teststandaard ontwikkeld door het National Operating Committee on Standards for Athletic Equipment (NOCSAE). Deze op een valtoren gebaseerde standaard was verantwoordelijk voor talrijke verbeteringen, waaronder nieuwe dempingsmaterialen en nieuwe impactbeperkende systemen28. Hoewel deze methodologie een belangrijke basis vormde, waren Breedlove et al. de eersten die opmerkten dat het niet opnemen van het gezichtsmasker leidde tot een ondervoorspelling van de piekversnellingen aan de achterkant van de helm29. Om dit tekortkoming in het testproces te beperken, begonnen onderzoekers de Hybrid III-kopvorm te gebruiken, oorspronkelijk ontwikkeld voor autocrashtests, om beschermende uitrusting voor contactsporten 30,31,32,33 te evalueren. Recent onderzoek heeft aangetoond dat moderne helmen tot 83% van de translationele versnelling van een bepaalde impact aan de voorkant van de helm, 80% aan de zijkant van de helm en 75% aan de achterkant van de helmbeperken. De beperking van de rotatieversnelling is aanzienlijk variabeler, ondanks het feit dat men denkt dat dit het primaire verband is met weefselbeschadiging 36,37,38,39,40,41,42,43. Moderne helmen beperken tot 70% van de rotatie-versnelling van een bepaalde impact aan de voorkant van de helm, en 82% aan de zijkant van de helm, maar slechts 48% aan de achterkant van de helm34,35.

Op basis van eerdere resultaten is de Riddell SpeedFlex (Riddell; Rosemont, IL) en Vicis Zero 1 (Seattle, WA) waren de best presterende helmmodellen35 wat betreft zowel de translationele als de rotatieversnellingen. In 2022 werd een nieuwe versie van de Riddell SpeedFlex ontwikkeld, evenals drie nieuwe modellen van de Vicis: Vicis Zero 2; Vicis Zero 2 Trench, speciaal ontworpen voor linemen; en de Vicis Zero 2 QB, speciaal ontworpen voor quarterbacks. De huidige studie was bedoeld om de helmen te evalueren die eerder de beste35 prestaties hadden en te bepalen of latere ontwerpaanpassingen, inclusief die bedoeld om het helmontwerp voor specifieke posities te optimaliseren, de prestaties aanzienlijk verbeterden. Het algemene doel van deze studie was om de hypothese te testen dat de nieuwste helmen beter zouden presteren dan de vorige generatie, zowel qua translationele als rotatie-impact.

Protocol

De verbruiksartikelen en de gebruikte apparatuur staan vermeld in de Materiaaltabel.

1. Overzicht van gegevensverzameling

Hierin werden vier verschillende helmmodellen van twee fabrikanten gebruikt. Deze omvatten de editie van 2022 van de SpeedFlex (Riddell, Rosemont, IL), aangeduid als H1; de Zero 2 (Vicis, Seattle, WA), aangeduid als H2; de Zero 2 Trench (Vicis, Seattle, WA), aangeduid als H2T, ontworpen voor aanvallende en defensieve lijnspelers; en de Zero 2 Quarterback (Vicis, Seattle, WA), aangeduid als H2Q, ontworpen voor quarterbacks, hoewel het vermeldenswaard is dat de verschillen tussen H2 en H2Q niet duidelijk waren. Voor elk helmmodel werden drie afzonderlijke helmen getest, in totaal 12 helmen.

De huidige studie volgde de basisprocedure ontwikkeld door Cummiskey et al.34,44 en McIver et al.35. In overeenstemming met deze eerdere studies werd een50e percentiel Hybrid III hoofd- en nektestinstallatie, bevestigd aan een stalen basisplaat, gebruikt om krachten en versnellingen te kwantificeren die voortkwamen uit directe botsingen op het blote hoofd en elk van de drie helmen van elk getest model. De impactmitigatie, zoals hier gedefinieerd, was simpelweg een maatstaf voor de afname van de acceleratie door de aanwezigheid van de helm.

2. Gedetailleerd proces van gegevensverzameling

Nadat de DAQ en de computer die de LabView-code uitvoert correct op stroom waren aangesloten, werden alle sensoren op de DAQ aangesloten.

3. Softwareinitialisatie

Het aangepaste LabView-programma, getiteld "Hammer_Time_2017.vi", werd dubbelgeklikt om de gegevensverzameling te starten. Basisgegevens werden vervolgens ingevoerd in de juiste velden, waaronder het pad voor het uiteindelijke databestand, aantal hits per bestand (meestal vijf), aantal bestanden per locatie (meestal vier) en het hoofddekselprofiel. Zodra de gegevens waren ingevoerd, werd de LabView-code gestart door op Run te drukken.

Als een voorlopige evaluatie van het hele systeem werd de modale impulshamer gebruikt om de voorkant, bovenkant en zijkant te slaan om te bevestigen dat de hamer en alle negen versnellingsmeters succesvol gegevens verzamelden.

4. Impactlevering

Tijdens de aflevering van elke impact werden de resulterende versnellingen in het massamiddelpunt (CoM) gemeten met een negen versnellingsmeter array in een 3-2-2-2 opstelling, zoals gedefinieerd door Padgaonkar et al.45. Voor elke normale en schuine impact werd een tijdreeks van 200 ms verzameld met een pre-trigger van 70 ms, wat 130 ms aan metingen van versnelling en impactkracht opleverde, waarbij alle signalen werden verzameld op 5120 Hz.

5. Impacttypes

Veertien impacttypes (Figuur 1) werden geëvalueerd voor alle testgevallen (vorm zonder hoofd en elk helmmodel), die twee invalshoeken (normaal en schuin) vertegenwoordigen op elk van de zeven impactlocaties (Voor, Voor, Zij, Achter, Achter, Boven, en de SpeedFlex Cut Out). Normale inslagen werden loodrecht op het oppervlak toegediend, en schuine inslagen werden uitgevoerd onder een hoek van ongeveer 45° ten opzichte van de normale richting. Deze impacttypes worden hierna aangeduid als: (1) Voor-normaal, (2) Voor-Schuin, (3) Voor-Boss-Normaal, (4) Voor-Boss-Schuin, (5) Zijwaarts-Normaal, (6) Zijwaarts Schuin, (7) Achter-Boss-Normaal, (8) Achterste Boss-Schuin, (9) Achter-Normaal, (10) Achter-Schuin, (11) Top-Normaal, (12) Top-Schuin, en, op de locatie van de SpeedFlex Cut Out, zowel (13) Cut Out-Normal als (14) Cut Out-Oblique (Figuur 1). Om de bespreking van de positie-specifieke impactmitigatiekenmerken te vereenvoudigen, werden ook twee geaggregeerde regio's gedefinieerd: het frontale aspect van de helm omvatte impacttypes 1, 2, 3, 4, 13 en 14; en het achterste deel van de helm bestond uit impacttypes 7, 8, 9 en 10.

Inslagen werden eerst toegediend aan de blote hoofdvorm met een modaal afgestemde impulshamer (PCB Piezotronics, Inc.; Depew, NY) zoals beschreven door Cummiskey et al.34,44, om de toegepaste kracht tijdens de impact vast te leggen.

Voor elke treffer activeerde de impact van de modale impulshamer het 200 ms acquisitievenster. Nadat de gegevens visueel waren gecontroleerd om te verzekeren dat er geen opnamefouten waren, werd de Save-knop ingedrukt om de data in een bestand te schrijven. Door het geweld van de experimenten ontstaan de meeste opnamefouten door losse draden, een gebroken hamerkabel of kapotte versnellingsmeterdraden. Voor vijf treffers per bestand, en vier vijltjes per locatie, werden er op elke locatie in totaal twintig inslagen geregistreerd op niveaus 1 (2-4 Ns), 2 (5-7 Ns), 3 (8-10 Ns), 4 (11-13 Ns), 5 (> 14 Ns), met drie herhalingen.

Na de aanschaf van een referentieset voor de vorm van het blote hoofd, werden drie exemplaren van elke helm serieus op de hoofdvorm gemonteerd, volgens de specificaties van de fabrikant. Alle 14 impacttypes werden geleverd aan elk van de drie helmen (Figuur 2). Deze procedures resulteerden in totaal in 840 datapunten voor elk helmmodel. Let op dat voor het verzamelen van de laatste, grootste hamerslag op elke locatie, een hogesnelheidscamera werd gebruikt om de klap te documenteren met een framerate van 959 Hz (Figuur 3).

6. Nabewerking

Deze studie richt zich op twee belangrijke outputparameters die voortkomen uit impacten die aan een Hybrid III-kopvorm worden geleverd: de piektranslatie- en piekrotatie-versnellingen, respectievelijk eenp enfigure-protocol-1 , Voor vergelijkingsdoeleinden werden deze parameters heruitgegeven in dimensieloze vorm, figure-protocol-2, en figure-protocol-3, respectievelijk, zoals beschreven door Cummiskey et al.34,
figure-protocol-4(1)
figure-protocol-5(2)

waarbij t* het verschil is tussen een referentietijd (100 ms) en de impactduur zoals gemeten met de impulshamer, en wn de breedte van de hals. De impuls die aan de hoofdvorm werd geleverd (zonder helm of zonder helm) werd ook omgezet in een dimensieloze invoervariabele, figure-protocol-6, en gegeven door,

figure-protocol-7(3)

waarbij mh de massa van de kopvorm is, en F(t) de impactkracht als functie van de tijd, geïntegreerd over de duur van de impact.

Versnellingssporen werden verzameld en verwerkt met een aangepast MATLAB-programma. Na verzameling werden alle sporen door een vierde orde Butterworth laagdoorlaatfilter (750 Hz afsnijfrequentie) geleid om ruis te verminderen. Kinematische vergelijkingen werden vervolgens gebruikt om de resulterende translationele en rotatieversnelling bij CoM44,45 te berekenen. Deze waarden werden als dimensieloze grootheden uitgevoerd om de respons van de kopvorm34 te beoordelen. Peak Translational Acceleration (PTA) en Peak Rotational Acceleration (PRA) werden als tracegegevens voor elke geregistreerde impact uitgevoerd.

7. Statistische analyse

De huidige studie volgde ook de eerder ontwikkelde datareductie- en statistische analysepijplijn34,35. Kort gezegd werd aangetoond dat zowel figure-protocol-8, als figure-protocol-9, gerelateerd zijn aan de dimensieloze impuls, figure-protocol-10, door een machtswetrelatie46. Voor de translatieversnelling heeft dit model de vorm,

figure-protocol-11(4)

Een vergelijkbare benadering werd gebruikt om de dimensieloze rotatieversnelling te modelleren. Een aangepaste versie van Grubbs methode werd vervolgens gebruikt om uitschieters te verwijderen, en een definitieve curve fit werd gegenereerd34. Een ANCOVA-test met een α-niveau van 0,05 werd gebruikt om verschillen tussen de regressiecoëfficiënten van elke helm te onderzoeken, met een Tukey post-hoc test en Holm-Sidak p-waarde correctie34,47.

De laatste tussenliggende asymptotische curves die door dit proces werden gegenereerd, werden gebruikt om de impactmitigatie voor elke helm te bepalen. Zodra het oppervlak onder elke kromme was berekend met in totaal 100 gelijkmatig verdeelde waarden die de afstand tussen de minimum- en maximumwaarden voor figure-protocol-12beslaan, was het mogelijk om de effectiviteit van de helm op elke locatie te bepalen (Figuur 4),

figure-protocol-13(5)

Dit proces werd herhaald voor de piek rotatieversnellingen. Met een maximale waarde van één (wat 100% demping vertegenwoordigt), geldt: hoe hoger de impactdemping, hoe beter de helm presteerde. Een verandering in mitigatie van 0,05 werd gebruikt als drempelwaarde, die een fysiek betekenisvolle effectgrootte vertegenwoordigt. Zo'n verhoging komt overeen met 5% van de maximaal mogelijke mitigatie en zou ruwweg de effecten van 25-50 hoofdbotsingen elimineren voor een typische atleet die een heel seizoen contact heeft en een typisch aantal van 500-1.000 hoofdbotsingen heeftopgebouwd: 1,12.

Resultaten

De massa's van de vier hier geteste helmen varieerden van 1,986 kg voor de H2Q tot 2,243 kg voor de H2T (Tabel 1), de meest massieve helm tot nu toe gerapporteerd.

Gedurende het experiment was de piekkracht die door de modale impulshamer werd opgewekt 5.307 N.

Translationele versnellingen

Zoals eerder aangetoond34,35, veroorzaakte de toevoeging van een helm aan de vorm van het blote hoofd een significante afname van de maximale dimensieloze versnelling en een overeenkomstige afname van de regressiecoëfficiënten die de piekversnellingen relateren aan de geleverde impuls. Van de vier helmen die voor deze studie werden getest, varieerde de translationele impactmitigatie van 0,643 tot 0,872 (Tabel 2). Voor de basismodellen vertoonde de H1 een vermindering van minimaal 0,05 in translationele impactmitigatie voor vijf impacttypen (impacttypes 5 - 8 en 10) en geen stijging van minstens 0,05 voor impacttypes. Daarentegen toonde de H2 een toename van de translatie-impactmitigatie van minstens 0,05 voor vijf impacttypes (impacttypes 5 - 8 en 10) en geen afnames van die grootte.

Op basis van impacttypes bereikte de H2T de maximale mitigatie voor acht van de 14 impactlocatie-/incidentietypes (Tabel 2). De H2Q presteerde het beste voor twee typen: impact type 7 - gelijk met de H2T - en impact type 9. Interessant genoeg presteerden twee helmen uit een eerdere studie, de Vicis Zero 1 en de Riddell SpeedFlex 18, elk het beste voor twee impacttypes (impacttypes 1 en 2). De H2 behaalde de maximale mitigatie voor impact type 6, terwijl de H1 geen van de topprestaties behaalde.

Rotatieversnellingen

De impactmitigatie voor rotatieversnellingen varieerde van 0,444 tot 0,882 voor impacttype 14 (Tabel 3). Voor de basismodellen vertoonde de H1 een vermindering van de rotatie-impactmitigatie van minstens 0,05 voor vijf impacttypes (impacttypes 2, 5, 7, 10 en 13) en een toename van minstens 0,05 alleen voor impacttype 12. Daarentegen toonde de H2 een toename van rotatie-impactmitigatie van minstens 0,05 voor negen impacttypes (impacttypes 3-6, 8, 9 en 12-14) en een afname van die omvang alleen voor impacttype 11.

De H2 bereikte de maximale mitigatie voor zeven van de 14 impacttypes (Tabel 3). De H2Q presteerde het beste voor twee impacttypes: (impacttypes 2 en 4). De H2T presteerde het beste voor impact type 12. Interessant genoeg presteerden twee eerder geteste modellen het beste voor elk twee impacttypes: de Schutt Pro VTD II vertoonde de hoogste impactmitigatie voor impacttypes 7 en 10, terwijl de Vicis Zero 1 het beste presteerde voor impacttypes 1 en 1135.

Deze studie is de eerste keer dat een voetbalhelm die volgens dit protocol wordt getest, een impactbeperking van meer dan 50% heeft aangetoond voor impact type 9. Drie helmen, de H1, H2 en H2T, overtroffen die waarde allemaal, waarbij de H2 de beste respons liet zien met 0,529 (Tabel 3). Interessant genoeg bereikte de H2Q slechts 0,473 voor dit impacttype, wat aanzienlijk lager is dan de waarde van het basismodel.

Op het frontale aspect (impacttypes 1-4, 13 en 14), de belangrijkste regio van belang voor aanvallende en defensieve lijnspelers, was de H2T aantoonbaar het beste in het mitigeren van translationele versnellingen, met de hoogste mitigatiescores op vier van de zes locaties (Tabel 2). Daarentegen was de H2T minder effectief in het beperken van rotatieversnellingen op het frontale aspect, en werd voor elk geassocieerd impacttype (Tabel 3) overtroffen door de Vicis Zero 1, H2 of de H2Q.

Over de Rear Aspect (impacttypes 7-10), het belangrijkste gebied van belang voor quarterbacks en sommige receivers, waren de best presterende helmen de H2 en de eerder geteste Schutt Pro VTD II.

BESCHIKBAARHEID GEGEVENS:

Alle gegevens die worden gebruikt voor de hier beschreven berekeningen worden beschikbaar gesteld via UC Figshare (DOI: 10.60696/uc.30661718).

figure-results-1
Figuur 1: Veertien verschillende soorten inslagen werden via een modaal afgestemde impulshamer naar een Hybrid III-kop gebracht. In het vooraanzicht (A) en het achteraanzicht (B) worden normale inslagen aangeduid met zwarte pijlen, terwijl de grijze pijlen schuine inslagen vertegenwoordigen, die onder een hoek van ongeveer 45 graden ten opzichte van de oppervlakte werden uitgevoerd. De impactlocaties en types werden aangeduid als (1) Voor-Normaal, (2) Voor-Schuin, (3) Voor-Boss-Normaal, (4) Voor-Boss-Schuin, (5) Zijwaarts-Normaal, (6) Zijwaarts Schuin, (7) Achterste Baas-Normaal, (8) Achterste Boss-Schuin, (9) Achter-Normaal, (10) Achter-Schuin, (11) Top-Normaal, (12) Top-Schuin, en, op de locatie van de SpeedFlex Cut Out, zowel (13) Cut Out-Normal als (14) Cut Out-Schuin. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-2
Figuur 2: Een Front-Normal impact uitgevoerd op een gewone voetbalhelm die de piekvervorming, de overeenkomstige kracht (A), translationele versnelling (B) en rotatieversnelling (C) aantoont, weergegeven als functies van tijd. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-3
Figuur 3: De piekvervorming waargenomen tijdens een Front-Normal impact die aan elk van de vier hier bestudeerde helmen wordt toegediend. De beelden tonen de relatieve stijfheid van de H1-helmbehuizing en de relatieve meewerking van de patronen die werden gebruikt voor de fabricage van de H2 en H2Q. Bij dezelfde impactintensiteit grijpt de H2T minder van de helmbehuizing dan de H2 of de H2Q. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-4
Figuur 4: Translationele impactmitigatie werd gemeten met behulp van de piek translationele versnellingen (A) voor de blote hoofdvorm en de bijbehorende translatieversnellers (B) voor de helmvormige hoofdvorm voor elk helmtype. De aanwezigheid van de helm verminderde beide gemeten versnellingen drastisch. Om de impactmitigatie te berekenen, werden de piekversnellingen voor de kalte en helmbedekte hoofdvormen gemeten en gebruikt om de dimensieloze impuls, figure-results-5, en de dimensieloze translatieversnelling, te berekenen. figure-results-6 Door de oppervlakten onder de kromme voor de blote hoofdvorm te integreren, het overeenkomstige oppervlak voor de helmvormige hoofdvorm af te trekken, en te normaliseren met het oppervlak onder de blote hoofdvorm, kreeg je een waarde tussen nul en één. De mitigatie van rotatie-impact werd op vergelijkbare wijze berekend. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

figure-results-7
Figuur 5: Samenvatting van de mitigatie van translationele en rotatie-impact voor twee van de 14 verschillende impacttypes die hier zijn bestudeerd bij alle helmen die tot nu toe met deze methode zijn getest. Het beperken van translationele versnellingen bij Front Normal (Type 1) botsingen (A) toont een subtiele verbetering in de Riddell SpeedFlex en weinig verandering in de Vicis-helmen. Het beperken van translationele versnellingen voor Rear Normal (Type 9) botsingen (B) vertoonde vergelijkbare veranderingen voor de Riddell en subtiele verbeteringen voor de Vicis-helmen. Interessant genoeg gingen beide helmtypes iets achteruit als het ging om het beperken van rotatieacceleraties bij frontale botsingen (C). De meest ingrijpende verbeteringen in rotatie-impactmitigatie werden waargenomen bij achterbotsingen (D), waarbij zowel de Riddell SpeedFlex als de Vicis Zero 2 de hoogste waarden tot nu toe lieten zien. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.

HelmtypeMassa (kg)Schelpmateriaal
H12.074Polycarbonaat
H22.015Thermoplastisch elastomeer
H2T2.243Thermoplastisch elastomeer
H2Q1.986Thermoplastisch elastomeer

Tabel 1: Massa en materiaal van de granaat voor elke geteste helm.

ImpacttypeSpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspect18Zero 1
1Frontaal0.7050.7060.8320.8210.820.799
2Frontaal0.7440.7330.8170.8030.8040.791
3Frontaal0.750.7510.7860.7980.8050.779
4Frontaal0.7410.7560.7590.7920.8040.78
50.8040.7030.7260.7810.7730.801
60.8080.7560.7130.8110.810.807
7Achterste0.7470.6430.6980.7480.7540.754
8Achterste0.7790.7030.6990.7580.7660.762
9Achterste0.7470.6990.7410.7770.7640.795
10Achterste0.7560.70.7150.7870.7880.775
110.7010.6970.8320.8040.8320.783
120.7530.7480.8230.8660.8720.848
13Frontaal0.7410.7190.8170.8340.8360.819
14Frontaal0.7670.770.8080.8460.8530.824

Tabel 2: Mitigatie van translationele versnellingen op basis van impacttype. Grijze schaduw geeft helmen aan die als onderdeel van de huidige studie zijn getest. Vetgedrukte cijfers geven de beste prestaties tot nu toe aan voor een bepaald impacttype.

ImpacttypeSpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspect18Zero 1
1Frontaal0.4790.4720.6980.6690.6690.653
2Frontaal0.550.4440.7270.7160.6960.738
3Frontaal0.6840.6760.7690.8420.8320.814
4Frontaal0.7280.7380.7730.8480.8430.853
50.8110.7580.7830.8630.840.846
60.8110.7750.8010.8710.8530.858
7Achterste0.730.5850.6980.7470.7360.666
8Achterste0.5780.6130.4790.6220.5940.595
9Achterste0.4830.520.3910.5290.5050.473
10Achterste0.7010.6210.6930.7060.6920.688
110.5640.570.7230.670.6980.642
120.6190.750.7690.8460.8530.762
13Frontaal0.530.4770.7550.8110.7890.795
14Frontaal0.6850.690.7780.8820.8780.855

Tabel 3: Beperking van rotatieversnellingen op basis van impacttype. Grijze schaduw geeft helmen aan die als onderdeel van de huidige studie zijn getest. Vetgedrukte cijfers geven de beste prestaties tot nu toe aan voor een bepaald impacttype.

Discussie

Hoewel bleek dat de nieuwste generatie helmen 64%-87% van de translationele versnellingen en 44%-88% van de rotatieversnellingen verzacht, blijft het achterste aspect van moderne voetbalhelmen over het algemeen slechte impactbeperking vertonen, vooral voor impacttype 9. Bovendien presteerde de nieuwere H1 over het algemeen niet beter dan de SpeedFlex 18 volgens dit testprotocol, maar de nieuwere Vivis-helmen vertoonden wel algemene verbetering, waarbij de rotatie-impactvermindering aan de achterkant van de helm voor het eerst meer dan 50% bereikte.

Cruciaal is echter dat het aanhoudende verschil in impactmitigatiescores tussen het Frontale en het Achterste Aspect van de helm moet worden erkend als het overbodig maken van het gebruik van één enkele maatstaf om de kwaliteit van een bepaalde helm te bepalen 34,35,48,49,50. De H2T, die goed presteerde in het beperken van translationele versnellingen maar slecht in het beperken van rotatieversnellingen, geeft een duidelijke illustratie van het nadeel van het gebruik van een enkele metriek voor zo'n complex gedragsprofiel. Historisch gezien hebben moderne voetbalhelmen succes gehad met het beperken van translationele versnellingen, maar met aanzienlijk meer variabele prestaties als men rekening houdt met rotatie-versnellingen34,35 (Figuur 5).

Het moet ook worden opgemerkt dat de ontwerpdoelen van de positie-specifieke helmen niet lijken te worden bereikt door de huidige versie van helmen. Voor positie-specifieke helmen is het belangrijk om onderscheid te maken tussen translationele versnellingen, jarenlang de enige testmodus die NOCSAE vereist, en rotatieversnellingen, die vaak als het meest relevant worden beschouwd voor de ontwikkeling van hersentrauma 36,37,38,39,40,41. Een van de sterke punten van de hier gebruikte methodologie is dat de translationele en rotatieversnellingen afzonderlijk worden gekarakteriseerd, genormaliseerd en niet-gedimensionaald, waardoor het mogelijk is zowel te overwegen bij de algehele evaluatie als het ontwerp van helmprestaties. Een andere kracht is het gebruik van de blote hoofd-impacten om de dataset te normaliseren, waardoor verschillen in nekstijfheid die mogelijk worden waargenomen door asymmetrieën in de Hybrid III-nekstructuur effectief worden geëlimineerd en eenvoudige resulterende translatie- en rotatiemitigaties worden geboden die op elke locatie variëren van nul tot één. Deze analyse is haalbaar vanwege de gelijktijdige integratie van een impulshamer om de kracht als functie van de tijd die aan de kopvorm wordt geleverd te meten en een versnellingsmeterarray om de resulterende versnellingen te meten.

Hoewel er veel moeite is gedaan om hoofdversnellingen tijdens trainingen en wedstrijden op veel verschillende niveaus te karakteriseren 21,51,52,53,54,55,56,57,58,59,60,61,62, de omvang van de krachten die tijdens kopbotsingen worden opgewekt, is niet ter plaatse gekarakteriseerd. Om een schatting te maken van de piekcontactkrachten die in football worden ervaren, werd opgemerkt dat middelbare school voetballers en vrouwelijke voetballers bijna identieke verdelingen van hoofdversnellingsevenementenvertonen 61. Een laboratoriumonderzoek naar hoofdbotsingen in voetbal63 waarbij de gemeten piekimpactkracht ongeveer 4.600 N was. Rekening houdend met de extra massa van de helm zou men verwachten dat de piekkrachten ongeveer 30% hoger zouden zijn. De piekcontactkracht die tijdens deze studie werd gegenereerd was 5.307 N, wat binnen het verwachte bereik van 6.000 N ligt.

Linemen ervaren doorgaans het hoogste percentage van de impact op het frontale gebied: 1,12,59,64,65. De H2T was het beste in het beperken van Frontal Aspect translationele versnellingen, maar werd overtroffen door andere helmen wanneer rotatieversnellingen werden meegenomen. Het extra materiaal aan de voorkant van de helm vergrootte de massa, waarschijnlijk om de translatie-versnellingen te verminderen, maar leek het vermogen van de schaal om te vervormen te belemmeren, wat leidde tot hogere rotatie-versnellingen. Dit is een verrassende ontwerpstrategie, aangezien goed gedocumenteerd is dat het primaire energieafvoermechanisme van de Vicis-helm de flexibiliteit van de behuizing is.

Daarentegen ondervinden quarterbacks, en veel receivers, vaak ernstige klappen aan de achterkant van het hoofd. De H2Q presteerde het beste bij twee van de vier Rear Aspect impacttypes wanneer translatieversnellingen werden meegenomen, maar geen van de Rear Aspect impacttypes bij rotatieacceleraties. Het is niet duidelijk waarom de H2Q minder goed presteerde in de Rear Aspect dan de basis H2. Er waren geen duidelijke verschillen in de structuur van de helmen, maar de fabrikant merkt op dat er op sommige, niet gespecificeerde plekken verschil in het vullingsmateriaal was. Toekomstig werk moet alle H2-modellen in meer detail onderzoeken, met nadruk op de mechano-chemische analyse van de schalen66 en padding, evenals de ontwikkeling van hoogresolutie-computationele modellen om de dynamische structurele kenmerken te analyseren 67,68,69,70,71,72,73. De hier verzamelde gegevens zouden idealiter gecombineerd worden met eerdere mechanische karakterisering van de verschillende materialen waaruit helm66 bestaat voor het genereren van eindige-elementenanalyses, omdat het gebruik van de modaal afgestemde impulshamer een goed gedefinieerde krachtinvoer levert die de resulterende versnelling begeleidt. Idealiter zou deze analyse worden uitgevoerd binnen de context van een gevoeligheidskader 74,75,76,77.

De huidige methode vertont enige variabiliteit omdat een mens elke slag over een vooraf gedefinieerd bereik uitdeelt. Om dit te compenseren werd ervoor gezorgd dat elke mitigatiemetriek het resultaat is van 60 onafhankelijke slagen verdeeld over een vastgesteld bereik van impulsen. Dit kan dan ook worden gezien als een kenmerk van het testprotocol, aangezien de inslagen op het veld worden uitgevoerd met een inherente mate van willekeur wat betreft hun grootte, locatie en hellingshoek ten opzichte van het oppervlak van de helm. Een andere overweging is de grootte van het hamervlak. Bij helm-op-helm contact werkt het hamergezicht over een groter oppervlak dan de helm. Daarentegen zorgt helm-tot-grond een kleiner contactoppervlak dan het gras. Toekomstig onderzoek zou de aard van deze effecten nauwkeuriger moeten onderzoeken. Een algemenere zwakte van elk helmtestprotocol is het gebrek aan gegevens die de werkelijke impactkrachten op het veld kwantificeren. Toekomstig werk moet dit probleem experimenteel aanpakken, omdat dit zal helpen het impulsbereik te verfijnen waarover impactmitigatie voor elke locatie op de helm berekend moet worden.

Openbaarmakingen

De auteurs bevestigen dat zij geen belangenconflict hebben met betrekking tot deze studie.

Dankbetuigingen

Ondersteuning voor dit werk werd deels geleverd door het Ohio Bureau of Workers' Compensation, Project # WSIC25-240315-028.

Materialen

Lijst van materialen gebruikt in dit artikel
NaamBedrijfCatalogusnummerOpmerkingen
Accelerometer draadPCB PiezotronicsModel 030C10Zes vereist.
Volwassen voetbalhelm grote maatHelmet Types Listed BelowNADrie van elk model gebruikt om externe validiteit te handhaven.
Data-acquisitiemoduleNational Instruments9234
Hybrid III 50e percentiel mannelijke hoofdassemblageHumanetics78051-61X-H
Hybrid III 50e percentiel mannelijke nekaassemblageHumanetics78051-90-H
LabView SoftwareNational InstrumentsNA
LaptopDellXPS 16Andere modellen acceptabel.
Grote slee rubberen zachte puntPCB PiezotronicsModel 084A30. 
Lage ruis hamerkabelPCB PiezotronicsModel 003D20
Modal afgestelde stoothamerPCB PiezotronicsModel 086D20
Stalen platenMidwest Steel and Aluminum12"x12"x1"Vijf platen geboord en vastgeschroefd om basis voor nek te vormen.
Drieassige versnellingsmeterPCB PiezotronicsModel 356A03
Drieassige versnellingsmeter kabelPCB PiezotronicsModel 034G05
Eénassige versnellingsmeterPCB PiezotronicsModel 352C22/NCZes vereist.
Riddell SpeedflexAangeduid met "H1"
Vicis Zero 2Aangeduid met "H2"
Vicis Zero 2 TrenchAangeduid met "H2T"
Vicis Zero 2 QBAangeduid met "H2Q"

Referenties

  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).

Herprints en machtigingen

Tags

Rotationele versnellingtranslationele versnellingpositie specifieke helmenhoofdimpacttestenenergiedissipatieHybrid III hoofdhelmprestatiespreventie van hersenletsel
Impactbeperking in moderne voetbalhelmen: Vooruitgang en beperkingen van positie-specifieke ontwerpen
Neem contact met ons op
Aanbevelen aan de bibliotheek

Privacy

Gebruiksvoorwaarden

Beleidsoverzicht

Copyright © 2026 MyJoVE Corporation. Alle rechten voorbehouden.