Artykuł badawczy

Łagodzenie uderzeń we współczesnych kaskach piłkarskich: postępy i ograniczenia konstrukcji dostosowanych do pozycji

712 wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/68278

⸱

13 stycznia 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

W tym artykule

Podsumowanie

Nowoczesne kaski futbolowe działają gorzej w tylnej części kasku. Proces pomiaru opisany tutaj wyjaśnia zdolność kasku sportowego do łagodzenia przyspieszeń translacyjnych i obrotowych spowodowanych uderzeniami o różnej sile. Solidnie charakteryzuje mechanizmy rozpraszania energii i może być wykorzystywany do udoskonalania procesu projektowania hełmu.

Streszczenie

Ustalono, że powtarzające się uderzenia głową prowadzą do nagromadzenia się zmian w funkcjonowaniu, strukturze i chemii mózgu. Hełm jest głównym elementem ochrony dla uczestników futbolu amerykańskiego. Pierwsze hełmy były wykonane ze skóry. Plastikowe hełmy z paskami na brodę zostały opracowane w latach 50., ale standardy testowania opracowano dopiero w 1973 roku. Chociaż te standardy przyniosły lepsze materiały wyściółkowe, wcześniejsze badania wykazały, że nowoczesne kaski lepiej ograniczają przyspieszenia translacyjne niż przyspieszenia obrotowe, zwłaszcza na tylnej stronie hełmu. Celem tego badania było szczegółowe przedstawienie metodologii stosowanej do badania łagodzenia skutków wpływu kasków futbolowych z różnymi mechanizmami rozpraszania energii, w tym kasków specyficznych dla pozycji. Eksperymenty zostały zintegrowane w ramach analizy wymiarowej, aby uzyskać technikę umożliwiającą jednoczesną ocenę przyspieszeń translacyjnych i obrotowych spowodowanych ilościowymi obciążeniami uderzeniowymi w wielu miejscach wokół hełmu. Pomimo poprawy w ogólnym łagodzeniu uderzeń jednego z testowanych tu hełmów, generalnie nie osiągnęły one swoich celów konstrukcyjnych.

Wprowadzenie

Ustalono, że w Stanach Zjednoczonych każdego roku dochodzi do 1,6-3,8 miliona urazów mózgu związanych ze sportem (TBI), które są głównie wynikiem sportów kontaktowych, takich jak futbol amerykański, hokej na lodzie, piłka nożna, lacrosse, rugby i zapasy. Chociaż futbol konsekwentnie wykazuje najwyższy wskaźnik diagnozowanych wstrząśnień, należy zauważyć, że te wskaźniki są znacznie niedoszacowane z powodu niedoszacowania objawów wstrząśnienia 5,6,7,8,9. Z rozpoznanym wstrząśnieniem mózgu lub bez niego, ustalono, że powtarzające się przyspieszenia głowy (rHAE) mogą prowadzić do wyraźnych zmian w strukturze mózgu10, funkcji i chemii 11,12,13,14,15,16,17,18,19,20,21 . Te rHAE mogą być wynikiem bezpośrednich uderzeń między zawodnikami, zawodnikiem a podłożem lub zdarzeń typu whhiplash spowodowanych uderzeniami w nogi lub tułów. Kolejne badania zilustrowały wpływ rHAE na zaburzenia poznawcze, depresję i lęk22. Sugerowano nawet, że wieloletnia ekspozycja na rHAE może zwiększać ryzyko długotrwałych zaburzeń neurodegeneracyjnych, takich jak choroba Alzheimera (AD) i przewlekła encefalopatia pourazowa (CTE)23 zarówno u piłkarzy nożnej, jak i futboluamerykańskiego (24,25,26). Aby chronić uczestników sportów kontaktowych, takich jak futbol amerykański, przed szkodliwymi skutkami rHAE, kluczowe jest zrozumienie fizyki uderzeń w głowę, zaczynając od kasku, który pełni funkcję głównego elementu ochrony głowy.

Pierwsze kaski futbolowe były wykonane ze skóry i stały się obowiązkowym wyposażeniem w futbolu uniwersyteckim w latach 1939–27. Paski podbródkowe i maseczki były używane już w latach 50., ale dopiero w 1973 roku opracowano standard testowy przez Krajowy Komitet Operacyjny ds. Standardów Sprzętu Sportowego (NOCSAE). Ten standard oparty na wieżach zrzutowych był odpowiedzialny za liczne ulepszenia, w tym nowe materiały amortyzujące oraz nowatorskie systemy łagodzące uderzenia28. Choć ta metodologia stanowiła ważną bazę, Breedlove i in. jako pierwsi zauważyli, że brak maski na twarz prowadził do niedoskonałości przewidywania szczytowych przyspieszeń z tyłu hełmu29. Aby zniwelować tę niedociągnięcia w procesie testowym, naukowcy zaczęli stosować formę głowy Hybrid III, pierwotnie opracowaną do testów zderzeniowych samochodów, do oceny sprzętu ochronnego do sportów kontaktowych 30,31,32,33. Najnowsze badania wykazały, że nowoczesne kaski łagodzą do 83% przyspieszenia translacyjnego wynikającego z uderzenia w przód kasku, 80% na bok hełmu i 75% na tył hełmu(34,35). Łagodzenie przyspieszenia rotacyjnego jest znacznie bardziej zmienne, mimo że uważa się, że jest głównym korelatem uszkodzenia tkanek 36,37,38,39,40,41,42,43. Nowoczesne kaski ograniczają do 70% przyspieszenia obrotowego przy uderzeniu w przód kasku i 82% na bok kasku, ale tylko 48% na tył kasku –34,35.

Na podstawie wcześniejszych wyników, Riddell SpeedFlex (Riddell; Rosemont, IL) oraz Vicis Zero 1 (Seattle, WA) były najlepiej sprawdzającymi się modelami hełmów35 pod względem zarówno przyspieszeń translacyjnych, jak i obrotowych. W 2022 roku opracowano nową wersję Riddell SpeedFlex, a także trzy nowe modele Vicis: Vicis Zero 2; Vicis Zero 2 Trench, specjalnie zaprojektowany dla linijących; oraz rozgrywającego Vicis Zero 2, specjalnie zaprojektowanego dla rozgrywających. Obecne badanie miało na celu ocenę hełmów, które wcześniej osiągnęły najlepsze35 punktów, oraz ustalenie, czy kolejne modyfikacje konstrukcyjne, w tym mające na celu optymalizację konstrukcji hełmu pod konkretne pozycje, znacząco poprawiły wydajność. Głównym celem tego badania było przetestowanie hipotezy, że najnowsze hełmy będą działać lepiej niż poprzednia generacja zarówno pod względem wpływów translacyjnych, jak i rotacyjnych.

Protokół

Materiały eksploatacyjne i używany sprzęt są wymienione w Tabeli Materiałów.

1. Przegląd zbierania danych

W tym przypadku wykorzystano cztery różne modele kasków od dwóch producentów. Wśród nich była edycja SpeedFlex 2022 (Riddell, Rosemont, IL), oznaczona jako H1; Zero 2 (Vicis, Seattle, WA), oznaczany jako H2; Zero 2 Trench (Vicis, Seattle, WA), oznaczany jako H2T, przeznaczony dla zawodników linii ofensywnej i defensywnej; oraz Zero 2 Quarterback (Vicis, Seattle, WA), oznaczany jako H2Q, zaprojektowany dla rozgrywających, choć należy zauważyć, że różnice między H2 a H2Q nie były oczywiste. Dla każdego modelu hełmu testowano trzy oddzielne hełmy, co dało łącznie 12 hełmów.

Obecne badanie zastosowało podstawową procedurę opracowaną przez Cummiskeya i in.34,44 oraz McIver i in.35. Zgodnie z wcześniejszymi badaniami, do ilościowego określenia sił i przyspieszeń wynikających z bezpośrednich uderzeń w nagą głowę oraz każdy z trzech hełmów każdego testowanego modelu użyto testowego zestawu Hybrid III o 50. percentylu. Redukcja ryzyka uderzenia, jak zdefiniowana tutaj, była po prostu miarą zmniejszenia przyspieszenia spowodowanego obecnością hełmu.

2. Szczegółowy proces zbierania danych

Po upewnieniu się, że DAQ i komputer uruchamiający kod LabView są prawidłowo podłączone do zasilania, wszystkie czujniki zostały podłączone do DAQ.

3. Inicjalizacja oprogramowania

Niestandardowy program LabView, nazwany "Hammer_Time_2017.vi", został dwukrotnie kliknięty, aby rozpocząć zbieranie danych. Następnie wprowadzano podstawowe dane do odpowiednich pól, w tym ścieżkę do końcowego pliku danych, liczbę trafień na plik (zazwyczaj pięć), liczbę plików na miejsce (zazwyczaj cztery) oraz profil głowy. Po wprowadzeniu danych kod LabView był inicjowany przez naciśnięcie Uruchom.

Jako wstępną ocenę całego systemu, młotek impulsowy użył uderzenia w przód, górę i bok, aby potwierdzić, że młotek i wszystkie dziewięć akcelerometrów skutecznie zbierają dane.

4. Realizacja efektu

Podczas każdego uderzenia mierzono przyspieszenia w środku masy (CoM) za pomocą dziewięcioakcelerometrycznej matrycy w ustawieniu 3-2-2-2, zgodnie z definicją Padgaonkara i in. 45. Dla każdego normalnego i skośnego uderzenia zebrano szereg czasowy o długości 200 ms z 70 ms przed wyzwalaniem, co zapewniło 130 ms pomiarów przyspieszenia i siły uderzenia, a wszystkie sygnały zebrano w częstotliwości 5120 Hz.

5. Rodzaje uderzeń

Oceniono czternaście typów uderzeń (Rysunek 1) dla wszystkich przypadków testowych (nagi kształt głowy i każdy model hełmu), reprezentujących dwa kąty napadania (normalny i skośny) w każdym z siedmiu miejsc uderzenia (Przedni, Przedni Boss, Boczny, Tylny, Górny oraz wycięcie SpeedFlex). Normalne uderzenia odbywały się prostopadle do powierzchni, a uderzenia skośne pod kątem około 45° względem normalnego kierunku. Te typy uderzeń są oznaczane dalej: (1) Front-Normal, (2) Front-Oblique, (3) Front Boss-Normal, (4) Front Boss-Oblique, (5) Side-Normal, (6) Side-Oblique, (7) Rear Boss-Normal, (8) Rear Boss-Oblique, (9) Retyl-Normal, (10) Tyl-Oblique, (11) Top-Normal, (12) Top-Oblique, a w miejscu SpeedFlex Cut Out zarówno (13) Cut Out-Normal, jak i (14) Cut Out -Slightly (Rysunek 1). Aby uprościć dyskusję o specyficznych dla pozycji charakterystykach łagodzenia uderzeń, zdefiniowano również dwa obszary zagregowane: Frontal Aspect hełmu obejmował typy uderzeń 1, 2, 3, 4, 13 i 14; a tylna część hełmu składała się z typów uderzeniowych 7, 8, 9 i 10.

Uderzenia najpierw przeprowadzano na formie nagłej głowicy za pomocą modalnie strojonego młotka impulsowego (PCB Piezotronics, Inc.; Depew, NY), jak opisują Cummiskey i in.34,44, aby zarejestrować siłę przyłożoną podczas uderzenia.

Przy każdym trafieniu uderzenie młotka impulsowego wywoływało okno namierzenia 200 ms. Po wizualnej inspekcji danych, aby upewnić się, że nie ma błędów w nagrywaniu, naciskano przycisk Zapisu, aby zapisać dane do pliku. Z powodu brutalności eksperymentów większość błędów zapisowych wynika z luźnych przewodów, zerwanego kabla młotka lub zerwanych przewodów akcelerometru. Dla pięciu trafień na plik oraz czterech plików na lokalizację, w każdym miejscu zarejestrowano łącznie dwadzieścia uderzeń na poziomach 1 (2-4 Ns), 2 (5-7 Ns), 3 (8-10 Ns), 4 (11-13 Ns), 5 (> 14 Ns), z trzema powtórzeniami.

Po zakupie zestawu referencyjnego do nagich kształtów głowy, trzy egzemplarze każdego hełmu były seryjnie dopasowywane do formy głowy, zgodnie ze specyfikacjami producenta. Wszystkie 14 typów uderzeniowych dostarczono do każdego z trzech hełmów (rysunek 2). Te procedury zaowocowały zebraniem łącznie 840 punktów danych dla każdego modelu hełmu. Należy zauważyć, że do zebrania ostatniego, największego uderzenia młotkiem w każdym miejscu użyto kamery o dużej prędkości, aby udokumentować uderzenie z częstotliwością 959 Hz (Rysunek 3).

6. Post-processing

Niniejsze badanie koncentruje się na dwóch ważnych parametrach wyjściowych wynikających z uderzeń w formę głowicy Hybrid III: szczytowych przyspieszeniach translacyjnych i szczytowych przyspieszeniach rotacyjnych, odpowiednio p i figure-protocol-1, . Dla celów porównawczych parametry te zostały przekształcone w formę bezwymiarową, , oraz figure-protocol-2, odpowiednio, figure-protocol-3jak opisali Cummiskey i in.34,
figure-protocol-4     (1)
figure-protocol-5    (2)

gdzie t* to różnica między czasem odniesienia (100 ms) a czasem uderzenia mierzonym przez młotek impulsowy, a wn to szerokość gryfu. Impuls przekazywany do formy głowy (nagiej lub w hełmie) był również przekształcany w bezwymiarową zmienną wejściową, figure-protocol-6, i dany przez,

figure-protocol-7    (3)

gdzie mh to masa kształtu głowy, a F(t) to siła uderzenia w funkcji czasu, zintegrowana na cały czas trwania uderzenia.

Ścieżki przyspieszenia były zbierane i przetwarzane za pomocą niestandardowego programu MATLAB. Po zebraniu wszystkie ścieżki były przepuszczane przez dolnoprzepustowy filtr Butterwortha czwartego rzędu (odcięcie 750 Hz), aby zmniejszyć szum. Następnie do obliczenia powstałego przyspieszenia translacyjnego i rotacyjnego przy CoM44,45 wykorzystano równania kinematyczne. Wartości te były wydawane jako wielkości bezwymiarowe, aby ocenić odpowiedź formy głowicy34. Szczytowe przyspieszenie translacyjne (PTA) oraz szczytowe przyspieszenie rotacyjne (PRA) zostały wygenerowane jako śladowe dane dla każdego zarejestrowanego uderzenia.

7. Analiza statystyczna

Obecne badanie również śledziło proces redukcji danych i analizy statystycznej opracowany wcześniej34,35. Krótko mówiąc, zarówno figure-protocol-8, jak i figure-protocol-9, wykazano, że są powiązane z bezwymiarowym impulsem, figure-protocol-10, przez relację prawa potęgowego46. Dla przyspieszenia translacyjnego model ten ma postać,

figure-protocol-11    (4)

Podobne podejście zastosowano do modelowania bezwymiarowego przyspieszenia obrotowego. Następnie zastosowano zmodyfikowaną wersję metody Grubba do usunięcia wartości odstających, a ostateczne dopasowanie krzywej uzyskano34. Do badania różnic między współczynnikami regresji dla każdego hełmu użyto testu ANCOVA z poziomem α 0,05, z testem post-hoc Tukeya i korektą wartości pHolm-Sidak 34,47.

Końcowe pośrednie krzywe asymptotyczne wygenerowane w tym procesie zostały wykorzystane do określenia łagodzenia skutków uderzenia dla każdego hełmu. Po obliczeniu powierzchni pod każdą krzywą przy użyciu łącznie 100 równomiernie rozmieszczonych wartości obejmujących odległość między minimalną a maksymalną wartością dla figure-protocol-12, możliwe było określenie skuteczności hełmu w każdym miejscu (Rysunek 4),

figure-protocol-13    (5)

Proces ten powtarzano dla szczytowych przyspieszeń obrotowych. Przy maksymalnej wartości jeden (co oznacza 100% tłumienia), im wyższe tłumienie uderzenia, tym lepiej radził sobie hełm. Zmiana łagodzenia o 0,05 została użyta jako wartość progowa, reprezentująca fizycznie istotny rozmiar efektu. Taki wzrost odpowiada 5% maksymalnego możliwego ograniczenia i w przybliżeniu wyeliminowałby skutki 25-50 uderzeń w głowę dla typowego sportowca biorącego udział w całym sezonie kontaktu oraz zgromadził typową liczbę 500-1000 uderzeń w głowę 1,12.

Wyniki

Masa czterech testowanych hełmów wahała się od 1,986 kg dla H2Q do 2,243 kg dla H2T (Tabela 1), który jest najmasywniejszym hełmem zgłoszonym do tej pory.

W trakcie eksperymentu maksymalna siła generowana przez młot impulsowy modalny wynosiła 5 307 N.

Przyspieszenia translacyjne

Jak pokazano wcześniej 34,35, dodanie dowolnego hełmu do formy bez głowy powodowało znaczący spadek szczytowego bezwymiarowego przyspieszenia oraz odpowiadający temu spadek współczynników regresji powiązanych z maksymalnymi przyspieszeniami z dostarczonym impulsem. Spośród czterech hełmów testowanych w tym badaniu, translacyjne ograniczenie wpływu wynosiło od 0,643 do 0,872 (Tabela 2). W modelach bazowych H1 wykazał zmniejszenie translacyjnego łagodzenia uderzeń o co najmniej 0,05 dla pięciu typów uderzenia (typy uderzenia 5–8 i 10) i nie wykazał wzrostu o co najmniej 0,05 dla żadnego typu uderzenia. Dla porównania, H2 wykazał wzrost translacyjnego łagodzenia wpływu o co najmniej 0,05 dla pięciu typów uderzeń (typy uderzenia 5–8 i 10) i brak spadków o tej skali.

Pod względem typu uderzenia H2T osiągnął maksymalne ograniczenie łagodzenia dla ośmiu z 14 typów miejsc/incydentów uderzenia (Tabela 2). H2Q najlepiej sprawdził się w dwóch typach: typu uderzeniowego 7 – na równi z H2T – oraz typu uderzeniowego 9. Co ciekawe, dwa kaski z wcześniejszego badania, Vicis Zero 1 i Riddell SpeedFlex 18, sprawdziły się najlepiej dla dwóch typów uderzeniowych (typy uderzeniowe 1 i 2). H2 osiągnął maksymalne ograniczenia łagodzenia dla typu uderzeniowego 6, podczas gdy H1 nie osiągnął żadnych najlepszych osiągów.

Przyspieszenia obrotowe

Redukcja zrzutu dla przyspieszeń obrotowych wynosiła od 0,444 do 0,882 dla typu uderzenia 14 (Tabela 3). W modelach bazowych H1 wykazał zmniejszenie rotacyjnego łagodzenia uderzeń o co najmniej 0,05 dla pięciu typów uderzeń (typy uderzenia 2, 5, 7, 10 i 13) oraz wzrost o co najmniej 0,05 tylko dla typu uderzenia 12. Dla porównania, H2 wykazał wzrost rotacyjnego łagodzenia skutków uderzenia o co najmniej 0,05 dla dziewięciu typów uderzeń (typy uderzenia 3-6, 8, 9 i 12-14) oraz zmniejszenie tego zakresu tylko dla typu uderzenia 11.

H2 osiągnął maksymalne ograniczenie łagodzenia skutków dla siedmiu z 14 typów uderzeń (Tabela 3). H2Q najlepiej sprawdził się przy dwóch typach uderzenia: (typy uderzenia 2 i 4). H2T najlepiej sprawdził się w przypadku typu uderzeniowego 12. Co ciekawe, dwa wcześniej testowane modele najlepiej sprawdziły się dla dwóch typów uderzenia: Schutt Pro VTD II wykazał najwyższą odporność na uderzenia dla typów uderzenia 7 i 10, natomiast Vicis Zero 1 najlepiej dla typów uderzeń 1 i 1135.

To badanie jest pierwszym przypadkiem, gdy kaski futbolowe testowane według tego protokołu wykazały redukcję skutków ograniczających uderzenia powyżej 50% dla typu uderzenia 9. Trzy hełmy: H1, H2 i H2T, wszystkie przekroczyły ten wynik, przy czym H2 wykazał najlepszą reakcję – 0,529 (Tabela 3). Co ciekawe, H2Q osiągnął tylko 0,473 dla tego typu uderzenia, co jest znacznie niższym poziomem niż wartość dla modelu bazowego.

Na Frontal Aspect (typy uderzeń 1-4, 13 i 14), głównym regionie ważnym dla zawodników linii ofensywnej i defensywnej, H2T był ewidentnie najlepszy w łagodzeniu przyspieszeń translacyjnych, z najwyższymi wynikami łagodzenia w czterech z sześciu lokalizacji (Tabela 2). Dla porównania, H2T był mniej skuteczny w łagodzeniu przyspieszeń obrotowych na aspekcie czołowym, przewyższając go we wszystkich powiązanych typach uderzenia (Tabela 3) przez Vicis Zero 1, H2 lub H2Q.

W całym obszarze Rear Aspect (typy uderzeniowe 7-10), głównym regionie importowanym dla rozgrywających i niektórych odbiorców, najlepiej sprawdzały się hełmy H2 oraz wcześniej testowany Schutt Pro VTD II.

DOSTĘPNOŚĆ DANYCH:

Wszystkie dane użyte do opisanych tu obliczeń będą udostępnione za pośrednictwem UC Figshare (DOI: 10.60696/uc.30661718).

figure-results-1
Rysunek 1: Czternaście różnych rodzajów uderzeń było dostarczanych za pomocą modalnie strojonego młotka impulsowego do formy głowicy Hybrid III. W widoku z przodu (A) i z tyłu (B) normalne uderzenia oznaczane są czarnymi strzałkami, natomiast szare strzałki oznaczają uderzenia skośne, które zostały zadane pod kątem około 45 stopni względem normalnej powierzchni. Miejsca i typy uderzeń oznaczano jako (1) Front-Normal, (2) Front-Oblique, (3) Front Boss-Normal, (4) Front Boss-Oblique, (5) Side-Normal, (6) Side-Oblique, (7) Rear Boss-Normal, (8) Rear Boss-Oblique, (9) Retyl-Normal, (10) tyl-ukośny, (11) Top-normalny, (12) Top-Oblique, a w miejscu wycięcia SpeedFlex zarówno (13) Cut out-normal, jak i (14) cut out-oblique. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

figure-results-2
Rysunek 2: Uderzenie front-normalne zadane do zwykłego kasku piłkarskiego, które pokazuje szczytową deformację, odpowiadającą im siłę (A), przyspieszenie translacyjne (B) oraz przyspieszenie obrotowe (C), przedstawione jako funkcje czasu. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tego rysunku.

figure-results-3
Rysunek 3: Szczytowa deformacja obserwowana podczas uderzenia Front-Normal na każdy z czterech badanych hełmów. Zdjęcia pokazują względną sztywność powłoki hełmu H1 oraz względną elastyczność łusek użytych do produkcji H2 i H2Q. Przy tej samej sile uderzenia H2T angażuje mniej powłoki hełmu niż H2 czy H2Q. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

figure-results-4
Rysunek 4: Redukcja wpływu translacyjnego została zmierzona za pomocą maksymalnych przyspieszeń translacyjnych (A) dla formy nagłej głowy oraz odpowiadających im przyspieszeń translacyjnych (B) dla kształtu głowy w hełmie dla każdego typu hełmu. Obecność hełmu znacząco obniżyła zarówno pomiary przyspieszeń. Aby obliczyć łagodzenie wpływu, zmierzono szczytowe przyspieszenia dla nagich i hełmowych kształtów głowy i wykorzystano je do obliczenia bezwymiarowego impulsu figure-results-5, oraz bezwymiarowego przyspieszenia translacyjnego, figure-results-6. Całkowanie obszarów pod krzywą dla formy bez głowy, odejmowanie odpowiadającej powierzchni dla formy głowy w hełmie i normalizacja przez powierzchnię pod formą bez głowy dawało wartość od zera do jednego. Rotacyjne ograniczenie skutków zostało obliczone podobnie. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

figure-results-7
Rysunek 5: Podsumowanie translacyjnego i rotacyjnego łagodzenia skutków dla dwóch z 14 różnych typów uderzeń badanych tutaj we wszystkich hełmach testowanych tą metodą do tej pory. Ograniczenie przyspieszeń translacyjnych przy uderzeniach Front Normal (Typ 1) (A) ilustruje subtelną poprawę w Riddell SpeedFlex i niewielkie zmiany w hełmach Vicis. Łagodzenie przyspieszeń translacyjnych przy uderzeniach typu Rear Normal (Typ 9) (B) wykazało podobne zmiany w przypadku Riddella oraz subtelne ulepszenia dla hełmów Vicis. Co ciekawe, oba typy hełmów nieco się cofnęły w redukcji przyspieszeń obrotowych przy uderzeniach czołowych (C). Najbardziej znaczące poprawy w zakresie łagodzenia uderzeń obrotowych zaobserwowano dla uderzeń tylnych (D), przy czym zarówno Riddell SpeedFlex, jak i Vicis Zero 2 osiągnęły najwyższe wartości do tej pory. Proszę kliknąć tutaj, aby zobaczyć większą wersję tej figurki.

Typ hełmuMasa (kg)Materiał powłoki
H12.074Poliwęglan
H22.015Elastomer termoplasticzny
H2T2.243Elastomer termoplasticzny
H2Q1.986Elastomer termoplasticzny

Tabela 1: Masa i materiał powłoki dla każdego testowanego hełmu.

Typ uderzeniowySpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspekt18Zero 1
1Frontal0.7050.7060.8320.8210.820.799
2Frontal0.7440.7330.8170.8030.8040.791
3Frontal0.750.7510.7860.7980.8050.779
4Frontal0.7410.7560.7590.7920.8040.78
50.8040.7030.7260.7810.7730.801
60.8080.7560.7130.8110.810.807
7Tył0.7470.6430.6980.7480.7540.754
8Tył0.7790.7030.6990.7580.7660.762
9Tył0.7470.6990.7410.7770.7640.795
10Tył0.7560.70.7150.7870.7880.775
110.7010.6970.8320.8040.8320.783
120.7530.7480.8230.8660.8720.848
13Frontal0.7410.7190.8170.8340.8360.819
14Frontal0.7670.770.8080.8460.8530.824

Tabela 2: Łagodzenie przyspieszeń translacyjnych według typu uderzenia. Szare cieniowanie wskazuje na hełmy testowane w ramach obecnego badania. Pogrubione liczby wskazują najlepsze osiągi do tej pory dla danego typu uderzenia.

Typ uderzeniowySpeedFlexH1VicisH2H2TH2Q
Aspekt18Zero 1
1Frontal0.4790.4720.6980.6690.6690.653
2Frontal0.550.4440.7270.7160.6960.738
3Frontal0.6840.6760.7690.8420.8320.814
4Frontal0.7280.7380.7730.8480.8430.853
50.8110.7580.7830.8630.840.846
60.8110.7750.8010.8710.8530.858
7Tył0.730.5850.6980.7470.7360.666
8Tył0.5780.6130.4790.6220.5940.595
9Tył0.4830.520.3910.5290.5050.473
10Tył0.7010.6210.6930.7060.6920.688
110.5640.570.7230.670.6980.642
120.6190.750.7690.8460.8530.762
13Frontal0.530.4770.7550.8110.7890.795
14Frontal0.6850.690.7780.8820.8780.855

Tabela 3: Łagodzenie przyspieszeń obrotowych według typu uderzenia. Szare cieniowanie wskazuje na hełmy testowane w ramach obecnego badania. Pogrubione liczby wskazują najlepsze osiągi do tej pory dla danego typu uderzenia.

Dyskusja

Podczas gdy najnowsza generacja kasków złagodziła 64%-87% przyspieszeń translacyjnych oraz 44%-88% przyspieszeń obrotowych, tylna strona współczesnych kasków futbolowych nadal wykazuje ogólnie słabą odporność na uderzenia, zwłaszcza w przypadku typu uderzenia 9. Ponadto, choć nowszy H1 generalnie nie osiągał lepszych wyników niż SpeedFlex 18 według tego protokołu testowego, nowsze kaski Vicis wykazały ogólną poprawę, a rotacyjne ograniczenie uderzeń z tyłu kasku po raz pierwszy przekroczyło 50%.

Co jednak kluczowe, utrzymująca się rozbieżność w wynikach łagodzenia uderzeń między aspektem frontalnym a tylnym hełmu powinna być uznana za eliminację stosowania jednego wskaźnika do określania jakości danego hełmu 34,35,48,49,50. H2T, który dobrze radził sobie w łagodzeniu przyspieszeń translacyjnych, ale słabo w ograniczaniu przyspieszeń obrotowych, stanowi wyraźną ilustrację pułapki stosowania pojedynczej metryki dla tak złożonego profilu behawioralnego. Historycznie nowoczesne kaski futbolowe skutecznie ograniczały przyspieszenia translacyjne, ale znacznie bardziej zmienne osiągi przy uwzględnieniu przyspieszeń obrotowych34,35 (Rysunek 5).

Należy również zauważyć, że cele projektowe hełmów specyficznych dla pozycji nie wydają się być spełniane przez obecną wersję hełmów. W przypadku hełmów specyficznych dla pozycji ważne jest rozróżnienie przyspieszeń translacyjnych, które przez wiele lat były jedynym trybem testowym wymaganym przez NOCSAE, a przyspieszeniami rotacyjnymi, które często uważane są za najbardziej istotne dla rozwoju urazów mózgu 36,37,38,39,40,41. Jedną z zalet zastosowanej tutaj metodologii jest to, że przyspieszenia translacyjne i rotacyjne są charakteryzowane, normalizowane i bezwymiarowe osobno, co umożliwia uwzględnienie zarówno w ogólnej ocenie, jak i projektowaniu właściwości hełmów. Kolejną zaletą jest wykorzystanie uderzeń z nagą głową do normalizacji zbioru danych, skutecznie eliminując różnice w sztywności szyi, które można zaobserwować z powodu asymetrii w strukturze szyjki Hybrid III, oraz zapewniając proste translacyjne i rotacyjne łagodzenie od zera do jednego w każdym miejscu. Analiza ta jest wykonalna dzięki jednoczesnej integracji młotka impulsowego do pomiaru siły w funkcji czasu dostarczanego do formy głowicy oraz macierze akcelerometrów do pomiaru powstałych przyspieszeń.

Chociaż podjęto wiele wysiłków, aby scharakteryzować przyspieszenia głowy podczas treningów i meczów na różnych poziomach gry 21,51,52,53,54,55,56,57,58,59,60,61,62 , wielkość sił powstających podczas uderzeń głowy nie została scharakteryzowana in situ. Aby oszacować szczytowe siły kontaktowe doświadczane w futbolu, zauważono, że zawodnicy futbolu amerykańskiego i piłkarki kobiet wykazują niemal identyczne rozkłady zdarzeń przyspieszenia głowy61. Badanie laboratoryjne uderzeń głową w piłce nożnej63, w którym zmierzona maksymalna siła uderzenia wynosiła około 4 600 N. Uwzględniając dodatkową masę kasku, można by się spodziewać, że siły maksymalne będą około 30% większe. Maksymalna siła kontaktowa generowana podczas tego badania wyniosła 5 307 N, co mieści się w oczekiwanym zakresie 6 000 N.

Liniowcy zazwyczaj doświadczają najwyższego procentu uderzeń w obszar frontalny: 1,12,59,64,65. H2T był najlepszy w łagodzeniu przyspieszeń translacyjnych Frontal Spect, ale był lepszy od innych hełmów przy rozważaniu przyspieszeń obrotowych. Dodatkowy materiał dodany z przodu hełmu zwiększał jego masę, prawdopodobnie pomagając złagodzić przyspieszenia translacyjne, ale wydawało się, że utrudnia zdolność powłoki do odkształcania, powodując wyższe przyspieszenia obrotowe. To zaskakująca strategia konstrukcyjna, ponieważ dobrze udokumentowano, że głównym mechanizmem rozpraszania energii hełmu Vicis jest elastyczność skorupy.

Dla porównania, rozgrywający, a także wielu skrzydłowych, często doświadcza poważnych uderzeń w tył głowy. H2Q najlepiej sprawdzał się w dwóch z czterech typów uderzeń z tyłu, gdy brano pod uwagę przyspieszenia translacyjne, ale żaden z tych typów uderzeń z tyłu przy przyspieszeniach obrotowych. Nie jest jasne, dlaczego H2Q nie radził sobie tak dobrze w tylnym aspekcie jak podstawowy H2. Nie zauważono oczywistych różnic w konstrukcji hełmów, ale producent zauważa różnice w materiałach wyściółek w niektórych, nieokreślonych miejscach. Przyszłe prace powinny szczegółowo zbadać wszystkie modele H2, ze szczególnym uwzględnieniem analizy mechanochemicznej powłok66 i wyściełania, a także opracowania wysokorozdzielczych modeli obliczeniowych do analizy dynamicznych charakterystyk strukturalnych 67,68,69,70,71,72,73. Dane zebrane tutaj powinny być idealnie połączone z wcześniejszą mechaniczną charakterystyką różnych materiałów składających się na hełm66 do generowania analiz metodą elementów skończonych, ponieważ użycie modalnie strojonego młotka impulsowego zapewnia dobrze określone siły wejściowe towarzyszące powstałemu przyspieszeniu. Idealnie analiza ta byłaby przeprowadzona w kontekście ram wrażliwości 74,75,76,77.

Obecna metoda wykazuje pewną zmienność, ponieważ każdy cios wykonuje człowiek w określonym zakresie. Aby to zrekompensować, zapewniono, że każdy wskaźnik łagodzący jest wynikiem 60 niezależnych uderzeń rozłożonych w określonym zakresie impulsów. W związku z tym można to uznać za cechę protokołu testowego, ponieważ uderzenia na boisku są zadawane z wrodzonym poziomem losowości w zależności od ich wielkości, położenia i kąta nachylenia do powierzchni hełmu. Kolejną kwestią jest rozmiar powierzchni młotka. W przypadku kontaktu hełm z hełmem czołowa powierzchnia działa na większym obszarze niż hełm. Natomiast przy kasku z ziemią powierzchnia styku jest mniejsza niż murawa (trawa). Przyszłe badania powinny dokładniej zbadać charakter tych skutków. Ogólną słabością protokołu testowania hełmu jest brak danych ilościowych określających rzeczywiste siły uderzenia na boisku. Przyszłe prace muszą eksperymentalnie rozwiązać ten problem, ponieważ pomogą doprecyzować zakres impulsów, dla których należy obliczać ograniczenie wpływu dla każdego miejsca na hełmie.

Oświadczenia

Autorzy potwierdzają, że nie mają konfliktu interesów związanych z tym badaniem.

Podziękowania

Wsparcie dla tych prac było częściowo zapewnione przez Ohio Bureau of Workers' Compensation, Projekt # WSIC25-240315-028.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Drut akcelerometruPiezotronika PCBModel 030C10Sześć wymagane.
Rozmiar kasku dla dorosłych w rozmiarze dużymRodzaje hełmów wymienione poniżejNATrzy modele każdego modelu służą do utrzymania zewnętrznej ważności.
Moduł akwizycji danychInstrumenty narodowe9234
Hybrydowy zespół głowy męskiej III 50. percentylDziałalność humanitarna78051-61X-H
Zespół męskiego gryfu Hybrid III 50. percentylDziałalność humanitarna78051-90-H
Oprogramowanie LabViewInstrumenty narodoweNA
LaptopDellXPS 16Inne modele akceptowalne.
Duży gumowy końcówka typu sledgePiezotronika PCBModel 084A30. 
Kabel młotkowy o niskim poziomie szumówPiezotronika PCBModel 003D20
Młot impulsowy strojony modalniePiezotronika PCBModel 086D20
Płyty staloweStal i aluminium ze Środkowego Zachodu12"x12"x1"Pięć płyt wywierconych i przykręconych, tworząc podstawę gryfu.
Akcelerometr trójosiowyPiezotronika PCBModel 356A03
Trójosiowy kabel akcelerometruPiezotronika PCBModel 034G05
Akcelerometr jednoosiowyPiezotronika PCBModel 352C22/NCSześć wymagane.
Riddell SpeedflexOznaczone jako "H1"
Vicis Zero 2Oznaczone jako "H2"
Rów Vicis Zero 2Oznaczone jako "H2T"
Vicis Zero 2 QBOznaczone jako "H2Q"

Bibliografia

  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).

Przedruki i uprawnienia

Tagi

Przyspieszenie rotacyjneprzyspieszenie translacyjnekaski dopasowane do pozycjitestowanie uderze w g owrozpraszanie energiig owa Hybrid IIIwydajno kask wzapobieganie urazom m zgu
Łagodzenie uderzeń we współczesnych kaskach piłkarskich: postępy i ograniczenia konstrukcji dostosowanych do pozycji
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki Korzystania

Zasady

Copyright © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.