Evaluation of a Novel Bicycle Helmet Concept in Oblique Impact Testing

Evaluation of a Novel Bicycle Helmet Concept in Oblique Impact Testing Emily Bliven, M.Eng.1, Alexandra Rouhier1, Stanley Tsai, MS1, Rémy Willinger, PhD2, Nicolas Bourdet, PhD2 samt Caroline Deck, PhD2 Steven M. Madey, MD1, Michael Bottlang, PhD1 1Biomechanics Laboratory, Legacy Research Institute, Portland, OR 97232, USA 2Institut de Mécanique des Fluides et des Solides, Université de Strasbourg, Frankrike REVISION 2 Rapport om olycksanalys och förebyggande åtgärder 23 november 2018 Huvudförfattare: Michael Bottlang, PhD Legacy Biomechanics Laboratory, 1225 NE 2nd Ave, Portland, OR 97215, USA tel: (503) 413 5457; fax: (503) 413 4942; e-postadress: mbottlan@lhs.org

Sökord: cykelhjälm, hjärnskada, hjärnskakning, krocktest, krockskydd, rotationell acceleration Sammanfattning BAKGRUND: Ett nytt koncept för cykelhjälmar har utvecklats för att dämpa huvudets rotationella acceleration, vilken är den mest påtagliga mekanismen bakom traumatiska hjärnskador. WAVECEL-konceptet bygger på en komprimerbar cellstruktur som integreras på insidan av hjälmen för att skapa en rotationsdämpning. Den cellulära uppbyggnaden skiljer sig från andra cykelhjälmstekniker på så sätt att den dämpar huvudets rotationella acceleration. Ett exempel på andra på marknaden förekommande tekniker är MIPS (Multi-Directional Impact Protection System) som använder sig av en lågfriktionsfodring som glider mellan hjälmen och huvudet vid en påkänning. I den här studien har effektiviteten för dessa båda tekniker, det cellulära konceptet WAVECEL och MIPS-hjälmen, analyserats i en direkt jämförelse med standardcykelhjälmar tillverkade i frigolit (EPS). METODER: Tre cykelhjälmstyper utsattes för sneda stötar vid styrd vertikal falltestning mot ett vinklat anslag: standardhjälmar i frigolit (CONTROL-gruppen), hjälmar med MIPS-glidfodring (SLIP-gruppen), hjälmar med WAVECEL-cellstruktur (CELL-gruppen). Hjälmarnas funktion utvärderades vid en stöthastighet på 4,8 m/s mot anslag i vinklarna 30, 45 och 60, sett från horisontalplanet. Dessutom testades hjälmarnas funktion vid en högre hastighet, 6,2 m/s, mot ett anslag i 45. Fem hjälmar testades i vart och ett av de fyra stötförhållandena i de tre olika grupperna, dvs. totalt testades 60 hjälmar. Kinematik för huvudmodellen inhämtades och användes för att beräkna riskkriteriet för hjärnskada enligt AIS 2 (Abbreviated Injury Score). RESULTAT: Linjär acceleration mot huvudmodellen understeg 90 g och betraktades inte som en riskfaktor för skallfraktur för något av stötscenarierna eller hjälmtyperna. Huvudmodellens rotationella acceleration i CONTROL-gruppen var högst vid 6,2 m/s stöthastighet mot 45 anslag (7,2 ±0,6 krad/s2). I det här scenariot minskade SLIP-hjälmar och CELL-hjälmar den rotationella accelerationen med 22 % (p = 0,003) respektive 73 % (p < 0,001) i förhållande till CONTROL-hjälmarna. CONTROL-gruppen hade störst risk för AIS 2-hjärnskada. Risken var 59 ±8 % vid 6,2 m/s stöthastighet mot 45 anslag. I det här scenariot minskade SLIP-hjälmar och CELL-hjälmar risken för AIS 2-hjärnskada till 34,2 % (p = 0,001) respektive 1,2 % (p < 0,001) i jämförelsen med CONTROL-hjälmarna. DISKUSSION: Studien har utförts på ett mycket begränsat urval av stötförhållanden, men resultatet visar en potentiell minskning av rotationell acceleration och den därmed associerade risken för hjärnskada vid användning av cellulärt WAVECEL-material eller MIPS-glidfoder. Resultaten från försöken med olika anslagsvinklar och stöthastigheter indikerar funktionella skillnader mellan dessa tekniker. Skillnaderna understryker ett behov av fortsatt forskning och utveckling av hjälmtekniker. Fler studier över ett större intervall av realistiska stötparametrar är påkallat i syfte att ytterligare förbättra skyddet mot hjärnskador.

1. Inledning Cykelhjälmar är den primära och effektivaste strategin för att skydda huvudet vid slagpåkänningar och förhindra traumatiska hjärnskador. 21 I standardcykelhjälmar finns en fodring av frigolit (EPS) som dämpar stöten, minskar slagkraften och den linjära och vinklade huvudacceleration som konstaterat orsakar traumatiska hjärnskador. 26 Frigolithjälmar minskar mycket effektivt risken för skallfrakturer, penetreringsskador och hjärnskador. 13, 15, 27 Flera cykelhjälmskonstruktioner ger ett ökat skydd mot 3, 6, 15, traumatiska hjärnskador genom tillägg av specifik teknik som dämpar rotationell acceleration. 19 Dessa tekniker kan allmänt sett delas in i två kategorier. Den första kategorin använder sig av ett sfäriskt lågfriktionsskikt på insidan av hjälmen. Ett exempel är Multi-Directional Impact Protection-systemet (MIPS AB, Täby, Sverige) som använder sig av en tunn fodring som täcker hjälmens insida. Tekniken som redan har etablerats i hjälmindustrin avser att minska huvudets rotationella acceleration genom att lågfriktionsfodringen möjliggör en relativ rörelse mellan huvudet och hjälmen vid en stöt. Den andra kategorin använder en komprimerbar struktur som avser att minska hjälmens skjuvstyvhet. 19 Även om den senare tekniken ännu inte finns tillgänglig kommersiellt utvärderas i den här studien en komprimerbar cellstruktur som integrerad i hjälmen avser att ge en rotationsdämpning. Cellstrukturen WAVECEL är en vidareutveckling av tidigare forskning av Hansen et al. om dämpningssystem för sneda stötar.19 Gemensamt är att dessa tekniker strävar mot att minska huvudets rotationella acceleration orsakad av sneda stötar för att härigenom ge ett ökat skydd mot traumatiska hjärnskador. 39 De potentiella fördelarna med dessa tekniker baseras på en omfattande forskning som visar att hjärnskakning och traumatiska hjärnskador ofta orsakas av huvudets rotationella acceleration som utsätter hjärnvävnaden för 17, 18, 20, 22, 24, 31, 34, 37 skjuvkrafter och resulterar i diffus axonal skada. Majoriteten av sneda stötkrafter på hjälmförsedda cyklister inträffar i realiteten i vinklar mellan 30 och 60.7, 8, 32 Sneda stötar orsakar både radiella och tangentiella krafter mot huvudet vilket leder till att huvudet accelererar både linjärt och rotationellt. 27, 42 Det obligatoriska CPSC-testet (Consumer Protection Safety Commission) av cykelhjälmar som säljs i USA tar endast hänsyn till linjär acceleration som orsakas av vertikala stötar där huvudmodellen är förhindrad att rotera. 12 Eftersom CPSC:s stöttestning inte omfattar rotationsvåld är det inte lämpligt för att utvärdera effektiviteten hos tekniker som avser att dämpa huvudets rotationella acceleration vid sneda stötar. En avancerad stöttestmetod krävs därför för att simulera sneda stötar och för att utvärdera resulterande linjär och rotationell acceleration på testhuvudet. Många olika tester med sneda stötar har utvecklats, däribland stöttest genom styrt fritt fall mot anslag i sned vinkel6, 16, 19, 25, 30, vertikala fall mot en yta som rör sig i sidled 3, 27, 29 och test med pendelhammare. 5, 35 I dessa tester används ofta en huvud/hals-kombination av den människoliknande 5, 6, 19, 27, 34 krockdockan Hybrid III (genomsnittlig man).

Den avancerade hjälmtestmetod som har använts i föreliggande studie är baserad på styrt fritt fall av en Hybrid III huvud/hals-modell. Olika hjälmtekniker har utvärderats i tester med sneda stötar och skillnader i dämpning av testhuvudets linjära och rotationella acceleration har analyserats. I studien utvärderades prototyphjälmar med WAVECEL-konceptet och kommersiellt tillgängliga hjälmar med MIPS-glidfodring i direkt jämförelse med standardhjälmar i frigolit. Testerna utfördes med ett urval av anslagsvinklar och stöthastigheter. 7, 8 Resultatet av studien testades mot hypotesen att teknikerna för dämpning av stötenergi i WAVECEL- och MIPS-hjälmar ger bättre dämpning av rotationell acceleration än standardhjälmar i frigolit. 2. Metoder 2.1 Hjälmar: Tre cykelhjälmtyper utvärderades: standardhjälmar i frigolit (CONTROL-gruppen), hjälmar med MIPS-glidfodring (SLIP-gruppen) och prototyphjälmar med WAVECEL-cellstruktur (CELL-gruppen). I CONTROL-gruppen testades 20 standardcykelhjälmar (Scott ARX, www.scott-sports.com). Dessa hjälmar i mellanklassen har ett ingjutet mikroskal i polykarbonat och standardfodring i frigolit (fig. 1A). Fodringen är helt i frigolit utan förstärkande strukturer. I SLIP-gruppen testades 20 hjälmar med MIPS-glidfodring (Scott ARX Plus, www.scott-sports.com) (fig. 1B). Dessa hjälmar är identiska med hjälmarna i CONTROL-gruppen med undantag för det extra lågfriktionslagret. Scott ARX Plus var den hjälm som erhöll högst betyg i Consumer Reports 2016 Bike Helmet Ratings.1 Den här hjälmen valdes ut för föreliggande studie för att representera ledande cykelhjälmar i mellanprisklassen. För CELL-gruppen införskaffades ytterligare 20 Scott ARX-hjälmar som modifierades med den cellulära WAVECEL-strukturen utan att den totala tjockleken på hjälmen påverkades (fig. 1C). 15 mm av frigoliten togs bort med en CNC-maskin från hjälmens insida så att cirka 10 mm av det ursprungliga yttre frigolitskalet var ograverat. En 15 mm tjock cellstruktur infogades sedan i hålrummet för att återställa hjälmens ursprungliga tjocklek. I hjälmens framkant är cellstrukturen förlängd cirka 12 mm nedanför den stötlinje som specificeras i CPSC:s stöttest med ISO J-huvudmodellen. 12 Den cellulära fodringen har en specialutformad cellstruktur som specifikt avser att absorbera radiella och tangentiella stötkrafter. Vid radiella krafter åstadkommer det tvärgående vecket i varje cell en organiserad deformation av cellerna. Vid sneda stötkrafter viks cellerna i skjuvriktningen och strukturen deformeras elastiskt i ett plan. Det fungerar som rotationsdämpning mellan huvudet och hjälmens ytterskal. Alla hjälmar i studien har samma remsystem, ytterskal och total tjocklek på fodringen. CON- TROL-, SLIP- och CELL-hjälmarnas genomsnittliga vikt var 208 ±4 g, 233 ±6 g respektive 282 ±4 g.

Fig. 1: Tre hjälmtyper med identiska ytterskal och fodringstjocklek testades: A) Standardhjälmar i frigolit (CONTROL); B) hjälmar med ett MIPS-glidfoder för dämpning av rotationell acceleration (SLIP); C) hjälmar med cellulär struktur för dämpning av linjär och rotationell acceleration (CELL). Sektioner med frigolit längs den tvärgående genomskärningen (A-A) och den längsgående genomskärningen (B-B) är markerade med vita konturlinjer. Stötpunkter för anslagen 30, 45 och 60 är markerade med röda punkter på den längsgående genomskärningen.

2.2 Testmodell Hjälmtester genomfördes i HIT-utrustningen (Helmet Impact Testing) vid Portland Biomechanics Laboratory (fig. 2A). I brist på godkänd teststandard för sneda stötar mot cykelhjälmar utformades HIT-utrustningen enligt rekommendationer i en aktuell publikation om avancerade metoder för testning av sneda stötkrafter 42 och med noggrann överensstämmelse med flera publicerade metoder för vertikala fall mot sneda anslag.6, 16, 19 Specifikt rekommenderades: användning av en människoliknande Hybrid III-huvudmodell, vars massa och tröghetsmoment är mer realistiska än hos ISO-huvudmodeller42 och har ett hudsubstitut; 25 en Hybrid III-hals som lätt kan monteras på huvudmodellen; 5, 42 utvärdering av huvudmodellens linjära och rotationella acceleration; anslagsvinklar från 30 till 60 ; 7, 8, 32 en anslagsyta med sandpapper med kornstorlek 80 enligt ECE R-22.05; 14 och en anslagshastighet högre än 6 m/s 7, 8, 25, 42 mot ett anslag på 45 för att bättre motsvara reella olyckor. Följaktligen användes i HIT-utrustningen en människoliknande Hybrid III huvud/hals-modell (genomsnittlig man, 78051-336, Humanetic Innovative Solutions, Plymouth, MI, USA), monterad på en vertikal fallbana (fig. 2B). Vikten av fallmontaget var 14,0 kg, inklusive Hybrid III huvud/hals-modellen och den mekaniska anslutningen till fallbanan, men exklusive hjälm. Ett plant anslag justerbart mellan 30 och 60 användes för att simulera sneda stötar i förhållande till det vertikala fallet. Huvudmodellens linjära acceleration registrerades med en treaxlig linjär accelerometer (356B21 ICP Triaxial, PCB Piezotronics, Depew, NY, USA) monterad på Hybrid III-huvudets tyngdpunkt (fig. 2B). Resultatet av den linjära accelerationen ar beräknades från de tre linjära accelerationskomponenterna. Huvudmodellens rotationella acceleration ay och rotationella hastighet wy kring den tvärgående y-axeln uppmättes med en rotationell accelerometer (#8838, Kistler Instruments Corp., Amherst, NY, USA). Utvärderingen av huvudmodellens rotation begränsades till rotation kring den tvärgående y-axeln eftersom alla stötar centrerades till hjälmens längsgående mittlinje och anslagsytan var inriktad parallellt med huvudmodellens tvärgående axel. 19 Anslagshastigheten uppmättes med en velocimeter (time gate, #5012 Velocimeter, Cadex Inc., Quebec, Kanada).

Fig. 2: A) HIT-utrustning för vertikalt fall av en Hybrid III huvud/hals-modell (head + neck) mot ett anslag inställbart (adjustable anvil) i 0-60 för att simulera sneda stötar. B) Fallbana (drop rail) med linjär och rotationell accelerometer för att mäta huvudmodellens kinematik i termer av linjär (a) och rotationell acceleration (a). Fem hjälmar ur respektive grupp testades med 4,8 m/s stöthastighet mot anslag med lutningen 30, 45 och 60 samt även med 6,2 m/s mot 45 anslag (fig. 3). Stöthastigheten, men inte anslagsvinklarna, motsvarar de angivna i 1203 i säkerhetsstandarden som utges av US Consumer Product Safety Commission (CPSC) för cykelhjälmar. 12 I likhet med vanligt förekommande hjälmtestning med Hybrid III-huvudmodeller träddes ett dubbelt lager av nylonstrumpor över huvudmodellen för att bättre simulera ytan på ett mänskligt huvud och reducera den modellspecifika höga friktionen hos silikonhuvudet Hybrid III.4, 23, 33, 41 Hjälmarna fästes med sina ordinarie remsystem inställda på lämpligt sätt. Inför varje testning byttes sandpapperet med kornstorlek (grit) 80 på anslagsytan ut mot ett nytt.14

Fig. 3: Vertikala falltester med hjälmens stötpunkt placerad frontalt på hjälmens mittlinje mot A) 30 anslag, B) 45 anslag och C) 60 anslag. Anslagsvinklar på 30, 45 och 60 motsvarar vinkeln mellan huvudets bana och träffytan på 60, 45 respektive 30. 2.3 Datainsamling och analys Accelerometerdata inhämtades med en samplingshastighet på 20 khz i ett datainsamlingssystem (PCI-6221, National Instruments, Austin, TX, USA). Accelerationerna filtrerades med ett lågpassfilter vid CFC 1000 (Channel Frequency Class), enligt specifikationer i SAE J211. 36 Rotationell hastighet wy beräknades i LabVIEW-programmet med hjälp av trapetsoidal integration av rotationella accelerationsdata. Sannolikheten för hjärnskada uppskattades genom att beräkna ett reviderat BrIC (Brain Injury Criterion) för varje stöt, baserat på huvudmodellens högsta rotationella hastighet.40 BrIC är ett skadekriterium som baseras på huvudmodellens kinematik. Det har utvecklats specifikt för människoliknande testmodeller, inklusive den Hybrid III (genomsnittlig man) som används i den föreliggande studien. Den uppdaterade BrIC-versionen ger ett kritiskt värde (wcr) för rotationshastighet kring den tvärgående y-axeln på 56,45 rad/s när huvudmodellen Hybrid III används.40 Således beräknades BrIC med följande ekvation (ekv. 1): BrIC = w y, max / (56,45 rad/s) (1)

Sannolikheten att drabbas av en hjärnskada av grad AIS 2 (Abbreviated Injury Score) beräknades därefter med ekvation 2 genom att jämföra det beräknade BrIC-värdet mot motsvarande hjärnskaderiskkorrelation, baserat på maximala töjningen:40 (2) En hjärnskada av grad AIS 2 definieras som en lindrig till medelsvår hjärnskakning med medvetslöshet understigande 1 timme.2 Hypotesprövningen gjordes med de statistiska analysmetoderna tvåsidiga t-tester och Bonferroni-Holms korrigering av multipla jämförelser. Huvudmodellens kinematik (a r, a y, w y ) och huvudskadekriteriet P(AIS 2) i grupperna SLIP och CELL jämfördes mot CONTROL-gruppen. Den statistiska signifikansnivån bestämdes till a = 0,05. 3. Resultat En sammanfattning av stötförhållanden (Impact Conditions) och resultatparametrar (Result Parameter) för respektive anslagsvinkel (anvil) och hjälmtyp (Helmet Type) visas i tabell 1 (Table 1). Tabell 1: Resultatsammanfattning med genomsnittliga värden (Average) och standardavvikelser (ST- DEV). P-värdet (p-value) anger signifikansnivån för differenser i förhållande till CONTROL-gruppen. - betecknar att det inte finns något värde.

Linjär acceleration (linear acceleration): För SLIP-hjälmarna uppmättes ingen signifikant minskad linjär acceleration ar i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen i något av stötscenarierna (impact scenario, fig. 4A). För CELL-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad linjär acceleration i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen endast vid låga stöthastigheter (slow impact speed). Minskningen sträckte sig från 16 % (60 anslag) till 26 % (30 anslag). Rotationell acceleration (rotational acceleration): För SLIP-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad rotationell acceleration i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen i samtliga stötscenarier (fig. 4B). Minskningen sträckte sig från 21 % (30 låg stöthastighet) till 44 % (45 låg stöthastighet). För CELL-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad rotationell acceleration i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen i samtliga stötscenarier. Minskningen sträckte sig från 34 % (60 låg stöthastighet) till 73 % (45 hög stöthastighet (fast impact speed)). Rotationell hastighet (rotational velocity): För SLIP-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad rotationell hastighet wy i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen i samtliga stötscenarier (fig. 4C). Minskningen sträckte sig från 15 % (30 låg stöthastighet) till 67 % (60 låg stöthastighet). För CELL-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad wy i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen i samtliga stötscenarier. Minskningen sträckte sig från 50 % (30 låg stöthastighet) till 84 % (45 hög stöthastighet). Uppskattad risk för hjärnskada (Brain Injury Risk): För SLIP-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad sannolikhet P(AIS 2) för att drabbas av AIS 2-hjärnskada i förhållande till hjälmarna i CON- TROL-gruppen i alla stötscenarier (fig. 4D). Minskningen sträckte sig från 32 % (30 låg stöthastighet) till 91 % (60 låg stöthastighet). För CELL-hjälmarna uppmättes en signifikant minskad sannolikhet P(AIS 2) i förhållande till hjälmarna i CONTROL-gruppen i samtliga stötscenarier. Minskningen sträckte sig från 81 % (30 låg stöthastighet) till 98 % (45 hög stöthastighet).

Fig. 4: Resultat för stötar mot tre anslagsvinklar vid 4,8 m/s (låg) samt för 45 anslagsvinkel vid 6,2 m/s (hög): A) huvudmodellens linjära acceleration, B) huvudmodellens rotationella acceleration och C) huvudmodellens rotationella hastighet. D) Sannolikhet för AIS 2-skada beräknad från högsta rotationella hastighet baserat på BrIC.40 Asterisker markerar signifikanta differenser (p < 0,05) i förhållande till CONTROL-gruppen.

4. Diskussion Studiens resultat visar en potentiellt minskad rotationell acceleration hos två hjälmtekniker i förhållande till en kontrollhjälm. Mätningarna har utförts på en Hybrid III-huvudmodell. Resultatet påvisar en potentiellt minskad risk för rotationsorsakad traumatisk hjärnskada. Dessutom indikerar resultatet att den högre skyddsgraden hos SLIP- och CELL-teknikerna är en funktion av anslagsvinkeln och stöthastigheten. Det föreliggande försöket är begränsat till specifika kombinationer av stöthastigheter och anslagsvinklar. Ytterligare forskning krävs för att undersöka de högre stöthastigheter som förekommer vid cykelolyckor som omkullkörningar i hög hastighet och kollisioner med motorfordon. Resultatet för standardhjälmarna i CONTROL-gruppen visar att linjär acceleration effektivt dämpades till maxvärdet 87 g (30 anslag, 4,8 m/s). Denna linjära acceleration understiger med god marginal gränsvärdet på 300 g som föreskrivs i CPCS:s säkerhetsstandard.12 Resultatet uppvisar en hög korrelation med den genomsnittliga linjära acceleration på 89 g som rapporteras av Bland et al. i tester med sneda stötar på 10 olika hjälmmodeller mot ett 30 anslag vid 5,1 m/s.6 Till skillnad från den fasta vertikala banan för Hybrid III-modellen av huvud/hals i föreliggande studie kunde deras huvud/ hals-modell ställas tvåaxligt för att konstanthålla stötpunkterna på hjälmens front och sidor. De använde huvudmodellen NOCASE (National Operating Committee of Standard for Athletic Equipment), men samma Hybrid III-hals som i föreliggande studie. De kunde rapportera en genomsnittlig rotationell acceleration på upp till 6,4 krad/s2 och 9,5 krad/s2 för stöthastigheten 5,1 m/s respektive 6,6 m/s. I den föreliggande studien uppmättes liknande resultat på rotationell acceleration på upp till 7,2 krad/s2 (45 anslag, 6,2 m/s) för CONTROL-hjälmarna vilket leder till sannolikheten 59 % för en AIS 2-hjärnskada. Dessa resultat bekräftar en växande medvetenhet om att dagens cykelhjälmar effektivt förhindrar skallfrakturer, men att de inte lika effektivt förhindrar rotationsorsakade hjärnskador.39 För SLIP-hjälmarna har lågfriktionsfodringen inte någon signifikant effekt på huvudmodellens linjära acceleration, eftersom denna fodring inte har utformats för att dämpa radiella krafter. Lågfriktionsfodringen skapar dock en glidning mellan hjälmen och huvudet vid en stöt, och en signifikant minskad rotationell acceleration kan påvisas för huvudmodellen upp till ett maximum på 5,7 krad/s2 (45 anslag, 6,2 m/s). Följaktligen kan även en signifikant minskning av sannolikheten för en AIS 2-hjärnskada uppvisas i förhållande till CONTROL-hjälmarna. I studien som utfördes av Bland et al. var två av de 10 testade hjälmmodellerna försedda med MIPS-glidfoder.6 Dessa två MIPS-hjälmmodeller uppvisade en genomsnittlig rotationell acceleration av huvudmodellen på 6,0 krad/s2, medan den genomsnittliga rotationella accelerationen för de 8 övriga hjälmmodellerna utan MIPS-foder var 5,3 krad/s2. Följaktligen fastslog författarna att de två hjälmmodellerna med MIPS inte föreföll ge ett påtagligt bättre skydd än modellerna utan MIPS.6 I den föreliggande studien uppvisar SLIP-gruppen signifikanta fördelar med MIPS-fodring jämfört med standardhjälmar, men eftersom dämpningen av huvudets rotationella acceleration är begränsad krävs ytterligare forskning om alternativa strategier. Även om en positiv effekt kunde uppmätas på funktionen hos SLIP-gruppens hjälmar var det till priset av 12 % ökning av vikten jämfört med hjälmarna i CONTROL-gruppen.

CELL-gruppen uppvisade en signifikant minskad linjär acceleration med upp till 26 % (30 anslag, 4,8 m/s) i förhållande till CONTROL-gruppen. Resultatet indikerar att kontrollerad deformation av en organiserad cellstruktur kan ge en bättre dämpning av radiella krafter än kompression av frigolit i standardhjälmar.6 Cellulära vaxkakestrukturer i skyddshjälmar har studerats tidigare eftersom de kan skapa en kontrollerad absorption av rörelseenergi i en konstruktion som har låg vikt och även tillåter värmeförflyttning och luftflöde.9, 10, 19 I den av Bland et al. utförda studien där 10 cykelhjälmmodeller jämfördes var den högst rankade modellen den enda hjälm som hade en vaxkakestruktur.6 Resultatet som visar att CELL-hjälmen inte påtagligt inverkar på linjär acceleration vid 6,2 m/s stöthastighet indikerar att kompressionsstyvheten i den cellulära fodringen skulle kunna modifieras för att förbättra dämpningen av radiella krafter över ett större stöthastighetsintervall. Viktigare är att CELL-hjälmen minskar rotationell acceleration till påtagligt lägre än 4 krad/s2 i alla tester. Som en följd överstiger sannolikheten för AIS 2-skada inte 8 % oavsett testsituation. Den observerade dämpningen av rotationell acceleration hos CELL-hjälmarna kan tillskrivas två unika egenskaper i den cellulära strukturen. För det första har varje cell en geometrisk egenskap som tillåter att den viks sidledes i skjuvriktningen, vilket innebär att skjuvkrafter mellan yttre hjälmskalet och huvudet absorberas. För det andra undergår cellstrukturen en elastisk deformation i planet och skapar en rotationell dämpning av huvudets rörelse i hjälmskalet. Ett tidigare försök att använda en cellstruktur som ett rotationsdämpande system i en cykelhjälm introducerades av Hansen et al. i form av AIM-systemet (Angular Impact Mitigation). Det bestod av en elastiskt dämpande aluminiumfodring i vaxkakestruktur.19 I vertikala falltester vid 4,8 m/s mot ett anslag i 30 minskade deras cellstruktur linjär acceleration med 14 %, rotationell acceleration med 34 % och belastningen på halsen med upp till 32 % vid jämförelse med standardcykelhjälmar i frigolit. Sammantaget tyder dessa resultat på att en elastisk dämpning med en lämpligt utformad cellstruktur har potential att minska rotationell acceleration och risken för hjärnskada. Den positiva effekt som kunde uppmätas på funktionen hos CELL-gruppens hjälmar var till priset av 36 % ökning av vikten jämfört med hjälmarna i CONTROL-gruppen. Eftersom hjälmens vikt är en kritisk faktor vid försäljning till kund måste integrationen av CELL-teknik i konsumentprodukter fokusera på att minimera viktökningen. För att undersöka om CELL-hjälmarna dämpar radiell påverkan på ett adekvat sätt utvärderades de också enligt CPSC:s stöttester. Stötar anbringades centrerat på hjälmens topp mot ett horisontellt anslag vid 6,2 m/s (n = 5) och ett hemisfäriskt anslag vid 4,8 m/s (n = 5). Stötarna mot det horisontella anslaget resulterade i 207 ±2 g och stötarna mot det hemisfäriska anslaget i 100 ±9 g. Även om dessa resultat inte omfattas av ett formellt CPSC-test ger de ändå stöd för CELL-konceptets möjligheter. De påvisar att CELL-prototyphjälmen dämpar linjär acceleration så att CPSC:s gränsvärde på 300 g med råge underskrids.12 Resultatet av den här studien beskriver hur två hjälmkonstruktioner för dämpning av rotationell acceleration fungerar i direkt jämförelse med hjälmfodring av traditionell frigolitdesign. De har testats i tre anslagsvinklar och två stöthastigheter och med en överensstämmande hjälmdesign. Resultaten begränsas till de specifika studieparametrarna och kan inte extrapoleras utanför det testade parameterintervallet. Testuppsättningen och parametrarna valdes för att så långt som möjligt överensstämma med etablerade teststandarder samt miljöer i liknande tidigare studier. Det skulle också finnas möjlighet att

reproducera testuppsättningen i andra testanläggningar. Specifikt valdes stöttestning med styrt fritt fall längs en bana mot ett vinklat anslag6, 16, 19, 25, 30 framför vertikalt fall mot en yta som rör sig i sidled3, 27, 29 eller test med pendelhammare5, 35. Valet gjordes med hänsyn till enkelhet och reproducerbarhet.3 Den människoliknande huvudmodellen Hybrid III (genomsnittlig man) valdes eftersom den enkelt kunde förses med sensorer och en Hybrid III-halsmodell. Den har dessutom ett elastiskt hudsubstitut och inerta egenskaper som är betydligt mer realistiska än den ISO-huvudmodell som specificeras i CPSC:s säkerhetsstandard.42 Även om det finns tidigare studier av stöttester med en fritt fallande huvudmodell utan halsmontage16, 25, 29, 30 simulerar den föreliggande studien kvasifysiologiska begränsningar av huvudet med en Hybrid III-hals.6 Hybrid III-halsen är specialutvecklad och validerad för böjning och sträckning, men har visat sig vara för motståndskraftig mot böjning i sidled.38 Dessutom har den axiella styvheten i Hybrid III-halsen befunnits vara påtagligt högre än i halsar från kadaver.43 Hybrid III huvud/hals-kombinationen har använts i en rad med hjälmkollisionsstudier5, 6, 19, 27, 34 och föreslagits för avancerad testning av cykelhjälmar.42 Experimentdesignen begränsades till stötpunkter i hjälmens front och resultaten kan inte extrapoleras till andra stötpunkter Även om fronten är det vanligaste området för stötkrafter inträffar sådana oftast med en sidledes förskjutning inom 60 båge från mittplanet. 11 Stötpunkten i hjälmens mittplan valdes för att förenkla kinematiken och för att överensstämma med scenarier i tidigare publicerade studier.3, 16, 19, 22, 29 Även om experimentdesignen begränsades till en stötpunkt per anslagsvinkel försköts punkten mot hjälmkanten vid försöken med 60 anslag och mot hjälmens topp i försöken med 30 anslag eftersom Hybrid III-modellen bibehöll samma vertikala orientering i alla scenarier. En analys av 696 återlämnade cykelhjälmar visar att 47 % av påkänningarna i hjälmens front inträffade nära kanten, vilket motsvarar försöken med 60 anslag i den föreliggande studien, och att 37 % av påkänningarna i hjälmens front inträffade i sektionen mellan kanten och toppen, vilket motsvarar försöken med 30 och 45 anslag.11 Anslagsvinklar valdes för att representera intervallet 30-60 vilket bestämts från rekonstruktion av reella cykelolyckor.3, 7, 8 Den låga (4,8 m/s) respektive höga (6,2 m/s) stöthastigheten i föreliggande studie är en anpassning till de stöthastigheter som specificeras i CPSC-standarden för stöttestning mot trottoarkantsanslag (4,8 m/s) och plant anslag (6,2 m/s).12 Stöthastigheten 4,8 m/s mot anslag på 30, 45 respektive 60 bestod av en tangentiell hastighetskomponent på 2,4 m/s, 3,4 m/s respektive 4,2 m/s och en hastighetskomponent i normalplanet på 4,2 m/s, 3,4 m/s respektive 2,4 m/s. Stöthastigheten 6,2 m/s mot 45 anslag delas upp i en tangentiell och en normal komponent på 4,4 m/s. Dessa stöthastigheter understiger den genomsnittliga stöthastighet på 6,4-6,9 m/s som har rapporterats för hjälmar som utsatts för stötar mot bilar eller mark och hade en genomsnittlig tangentiell och normal hastighetskomponent på 5,5 m/s respektive 3,4 m/s.7, 8, 26 Vikten på 14,0 kg i fallmontaget i den föreliggande studien överstiger viktkravet på 5 ±1 kg för fallmontage i CPSC. Montaget är dock lättare än det som använts i studien av Bland et al. i vilken en vikt på 16 kg adderades till huvud/hals-modellen för att simulera bröstkorgsmassa.6 Förutom begränsningar som beror på förenklade simuleringar av reella olyckor i syfte att erhålla reproducerbara laboratorieförhållanden måste ytterligare begränsningar beaktas när hjärnskaderisk ska bedömas utifrån kinematikdata i stöttester. Huvudmodellens kinematik analyserades för att beräkna

BrIC från högsta rotationella hastigheten. Riskbedömningen för hjärnskada enligt BrIC är emellertid en funktion av noggrannheten i de skaderiskkurvor som har fastställts. Dessa baseras på begränsade data från reella olyckor och ligger till grund för uppskattade gränsvärden för hjärnskada. Dessutom är dessa skaderiskkurvor påtagligt icke-linjära, vilket innebär att relativt små skillnader i högsta rotationella hastighet kan medföra stora skillnader i skaderiskuppskattning.6 Osäkerheten som ligger i att definiera gränsvärden för hjärnskada i kombination med det icke-linjära utseendet på skaderiskkurvorna begränsar med nödvändighet noggrannheten i uppskattningar av den absoluta sannolikheten för hjärnskada. Relativa differenser i sannolikhet för hjärnskada mellan olika hjälmtekniker bör dock kunna utgöra en meningsfull jämförelse, eftersom de olika hjälmteknikerna har testats i en och samma hjälmmodell under definierade och reproducerbara förhållanden. Oavsett ovanstående krävs ytterligare studier för att expandera parameterintervallet till fler stötförhållanden och fler hjälmtekniker. 5. Slutsatser Resultaten vid låg linjär acceleration tyder på att traditionella frigolithjälmar är mycket effektiva på att förhindra skallfrakturer.13, 27 Motsatt tyder resultaten vid hög rotationell acceleration på att dessa hjälmar inte är optimerade för att minska huvudets rotationella acceleration vid sneda stötar. Eftersom axonal skjuvtöjning orsakad av rotationell acceleration är den förhärskande skademekanismen bakom hjärnskakningar28 bör nya hjälmkonstruktioner inriktas på förmågan att dämpa rotationell acceleration. Resultaten för hjälmarna i SLIP- och CELL-grupperna demonstrerar den potential som dessa hjälmtekniker har i att minska rotationell acceleration för en huvudmodell. Differenser i effektivitet mellan dessa tekniker understryker behovet av fortsatt forskning över ett större intervall av realistiska stötparametrar i syfte att utveckla hjälmtekniker som ger ökat skydd mot hjärnskador.

Erkännanden: Undersökningen har bekostats av National Institute Of Neurological Disorders And Stroke of the National Institutes of Health (NIH) under Award Number SB1NS074734. Stöd har även lämnats av Research Foundation of the Legacy Health System. Offentliggörande: Vissa av författarna (MB, SMM) har deltagit i utvecklingen av CELL-tekniken som beskrivs i den här rapporten. De har ansökt om patent och har ekonomiska intressen i företag som äger tekniken. Dessa författare (MB, SMM) är grundare och ingår i ledningsgruppen för Legacy Biomechanics Laboratory. Flera andra författare (EB, AR, ST, SMM, MB) samarbetar med Legacy Health System, som delvis har bekostat den här undersökningen. Ingen av författarna har erhållit kontanter eller annan typ av ersättning för sitt arbete.

6. Referenser 1. Consumer Reports, Bicycle helmet buying guide 2016. http:// www.consumerreports.org/cro/bire-helmets/buying-guide. 2. AAAM. The Abbreviated Injury Scale 2005, Update 2008. Association for the Advancement of Automotive Medicine, Des Plains, IL, USA, 2008. 3. Aare M, Halldin P. A new laboratory rig for evaluating helmets subject to oblique impacts. Traffic Inj Prev. 2003;4(3):240-248. 4. Allison MA, Kang YS, Bolte JHt, Maltese MR, Arbogast KB. Validation of a helmet-based system to measure head impact biomechanics in ice hockey. Med Sci Sports Exerc. 2014;46(1):115-123. 5. 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. 2012;48:285-291. 6. Bland ML, McNally C, Rowson S. Differences in Impact Performance of Bicycle Helmets During Oblique Impacts. J Biomech Eng. 2018;140(9). 7. Bourdet N, Deck C, Carreira RP, Willinger R. Head impact conditions in the case of cyclist falls. J Sports Engineering and Technology. 2012;226(3/4):282-289. 8. Bourdet N, Deck C, Serre T, Perrin C, Llari M, Willinger R. In-depth real-world bicycle accident reconstruction. Int J Crashworthiness. 2014;19(3):222-232. 9. Caccese V, Ferguson JR, Edgecomb M. Optimal Design of Honeycomb Material Used to Mitigate Head Impact. Compos Struct. 2013;100:404-412. 10. Caserta GD, Iannucci L, Galvanetto U. Shock absorption performance of a motorbike helmet with honeycomb reinforced liner. Composite Structures. 2011;93(11):2748-2759. 11. Ching RP, Thompson DC, Thompson RS, Thomas DJ, Chilcott WC, Rivara FP. Damage to bicycle helmets involved with crashes. Accid Anal Prev. 1997;29(5):555-562. 12. CPSC. Safety Standard for Bicycle Helmets Final Rule (16 CFR Part 1203). United States Consumer Product Safety Commission, Rockville, MD, USA. 1998:11711-11747. 13. Cripton PA, Dressler DM, Stuart CA, Dennison CR, Richards D. Bicycle helmets are highly effective at preventing head injury during head impact: head-form accelerations and injury criteria for helmeted and unhelmeted impacts. Accid Anal Prev. 2014;70:1-7. 14. ECE. Uniform provisions concerning the approval of protective helmets and their visors for drivers and passengers of motorcycles and modes. United Nations Economic Commission for Europe. 1999;Geneva, Schweiz (Standard No. R-22.05).

15. Fahlstedt M, Halldin P, Kleiven S. Importance of the bicycle helmet design and material for the outcome in bicycle accidents. Presentation vid: International Cycling Safety Conference; 18-19 november 2014; Göteborg, Sverige. 16. Finan JD, Nightingale RW, Myers BS. The influence of reduced friction on head injury metrics in helmeted head impacts. Traffic Inj Prev. 2008;9(5):483-488. 17. Gennarelli TA. Mechanisms of brain injury. J Emerg Med. 1993;11 Suppl 1:5-11. 18. Gutierrez E, Huang Y, Haglid K, et al. A new model for diffuse brain injury by rotational acceleration: I model, gross appearance, and astrocytosis. J Neurotrauma. 2001;18(3):247-257. 19. Hansen K, Dau N, Feist F, et al. Angular Impact Mitigation system for bicycle helmets to reduce head acceleration and risk of traumatic brain injury. Accid Anal Prev. 2013;59:109-117. 20. Holbourn AH. Mechanics of head injuries. Lancet.2:438 441. 21. Hoye A. Bicycle helmets - To wear or not to wear? A meta-analyses of the effects of bicycle helmets on injuries. Accid Anal Prev. 2018;117:85-97. 22. Ivarsson J, Viano DC, Lovsund P, Parnaik Y. Head kinematics in mini-sled tests of foam padding: relevance of linear responses from free motion headform (FMH) testing to head angular responses. J Biomech Eng. 2003;125(4):523-532. 23. Jadischke R, Viano DC, McCarthy J, King AI. The Effects of Helmet Weight on Hybrid III Head and Neck Responses by Comparing Unhelmeted and Helmeted Impacts. J Biomech Eng. 2016;138(10). 24. King AI, Ruan JS, Zhou C, Hardy WN, Khalil TB. Recent advances in biomechanics of brain injury research: a review. J Neurotrauma. 1995;12(4):651-658. 25. Klug C, Feist F, Tomasch E. Testing of bicycle helmets for preadolescents. Presentation vid: International Research Council on the Biomechanics of Injury (IRCOBI), 2015; Lyon, Frankrike. 26. McIntosh AS, Curtis K, Rankin T, et al. Associations between helmet use and brain injuries amongst injured pedal- and motor-cyclists: A case series analysis of trauma centre presentations. Journal of the Australasian College of Road Safety 2013;24(2):11-20. 27. McIntosh AS, Lai A, Schilter E. Bicycle helmets: head impact dynamics in helmeted and unhelmeted oblique impact tests. Traffic Inj Prev. 2013;14(5):501-508. 28. Meaney DF, Smith DH. Biomechanics of concussions. Clinics in Sports Medicine. 2011;30(1):19-31. 29. Mills NJ, Gilchrist A. Oblique impact testing of bicycle helmets. International Journal of Impact Engineering. 2008;35:1075-1086. 30. Milne G, Deck C, Bourdet N, et al. Bicycle helmet modelling and validation under linear and tangential impacts. International Journal of Crashworthiness. 2013:1-11.

31. Ommaya AK, Goldsmith W, Thibault L. Biomechanics and neuropathology of adult and paediatric head injury. Br J Neurosurg. 2002;16(3):220-242. 32. Otte D. Injury Mechanism and Crash Kinematic of Cyclists in Accidents An Analysis of Real Accidents. SAE Transactions. 1989;Vol. 98(Section 6: JOURNAL OF PASSENGER CARS):1606-1625. 33. Pellman EJ, Viano DC, Tucker AM, Casson IR, Waeckerle JF. Concussion in Professional Football: Reconstruction of Game Impacts and Injuries. Neurosurgery. 2003;53(4):799-814. 34. Post A, Blaine Hoshizaki T. Rotational acceleration, brain tissue strain, and the relationship to concussion. J Biomech Eng. 2015;137(3). 35. Rowson B, Rowson S, Duma SM. Hockey STAR: A Methodology for Assessing the Biomechanical Performance of Hockey Helmets. Ann Biomed Eng. 2015;43(10):2429-2443. 36. SAE. Instrumentation for impact test. Part 1. Electronic Instrumentation (SAE J21101). Society of Automotive Engineers. 2007;Waarendale, PA, USA. 37. Sahoo D, Deck C, Willinger R. Brain injury tolerance limit based on computation of axonal strain. Accid Anal Prev. 2016;92:53-70. 38. Sances A, Jr., Carlin F, Kumaresan S. Biomechanical analysis of head-neck force in hybrid III dummy during inverted vertical drops. Biomed Sci Instrum. 2002;38:459-464. 39. Sone JY, Kondziolka D, Huang JH, Samadani U. Helmet efficacy against concussion and traumatic brain injury: a review. J Neurosurg. 2017;126(3):768-781. 40. Takhounts EG, Craig MJ, Moorhouse K, McFadden J, Hasija V. Development of brain injury criteria (BrIC). Stapp Car Crash J. 2013;57:243-266. 41. Takhounts EG, Ridella SA, Hasija V, et al. Investigation of Traumatic Brain Injuries Using the Next Generation of Simulated. Stapp Car Crash Journal. 2008;52(11). 42. Willinger R, Deck C, Halldin P, Otte D. Towards advanced bicycle helmet test methods. Presentation vid: Proceedings, International Cycling Safety Conference; 18-19 november 2014; Göteborg, Sverige. 43. Yoganandan N, Sances A, Jr., Pintar F. Biomechanical evaluation of the axial compressive responses of the human cadaveric and manikin necks. J Biomech Eng. 1989;111(3):250-255.