Ocena nowej konstrukcji kasku rowerowego poprzez próby przy uderzeniach skośnych

mgr inż. Emily Bliven1, Alexandra Rouhier1, mgr Stanley Tsai1, dr Rémy Willinger2, dr Nicolas Bourdet2 i dr Caroline Deck2dr med. Steven M. Madey1, dr Michael Bottlang1 1Laboratorium Biomechaniki, Legacy Research Institute, Portland, Oregon 972322Instytut Mechaniki Płynów i Ciał Stałych, Uniwersytet Sztrasburski, Francja

WERSJA 2

Journal of Accident Analysis & Prevention23 listopada 2018

Autor nadsyłający Dr inż. Michael BottlangLegacy Biomechanics Laboratory, 1225 NE 2nd Ave, Portland, OR 97215telefon: (503) 413 5457; fax: (503) 413 4942; email: mbottlan@lhs.org

Słowa kluczowe:kask rowerowy, urazy mózgu, wstrząśnienie mózgu, próby uderzeniowe, łagodzenie uderzeń, przyśpieszenie obrotowe

StreszczenieKONTEKST: Opracowana została nowa koncepcja budowy kasku rowerowego, która ma na celu ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego głowy, które stanowi dominujący czynnik powodujący ura-zowe uszkodzenie mózgu. Wspomniana

koncepcja WAVECEL wykorzystuje podatną na zgniatanie strukturę komórkową wbudowaną w kask, która pełni funkcję zawieszenia chroniącego przed rotacją. Takie oparte na komórkowej strukturze podejście różni się od innych technologii ograniczania przyśpieszenia rotacyjnego głowy, jak chociaż-by Multi-directional Impact Protection System (MIPS), czyli wielokierunkowego system ochrony przed uderzeniami, w którym zastosowana jest wkładka przesuwna, która umożliwia przesunięcie głowy względem kasku w momencie uderzenia. W niniejszym opracowaniu sprawdzono skuteczność obu systemów, komórkowego WAVECEL i kasku MIPS, w porównaniu ze standardowym kaskiem rowe-rowym wykonanym ze sztywnego styropianu (EPS).

METODY: Trzy rodzaje kasków rowerowych zostały poddane uderzeniom skośnym w próbach kie-rowanego upuszczenia na ustawione pod kątem kowadło: tradycyjne kaski z EPS (grupa KONTROL-NA), kaski z wkładką przesuwną MIPS (grupa PRZESUWNYCH) oraz kaski ze strukturą komórkową WAVECEL (grupa KOMÓRKOWA). Sprawność kasków sprawdzono poprzez uderzenia z prędkością 4,8 m/s o kowadła nachylone o 30°, 45° i 60° względem płaszczyzny poziomej. Ponadto, zweryfikowa-no działanie kasków przy uderzeniu z większą prędkością 6,2 m/s w kowadło o nachyleniu 45°. Próby przeprowadzono dla czterech wariantów uderzenia, z pięcioma kaskami dla każdej z trzech grup, co razem wymagało 60 kasków. Pozyskano dane kinematyczne dla modelowych głów, które zostały wykorzystane do obliczenia ryzyka urazów mózgu 2. stopnia w skali AIS.

WYNIKI: Przyśpieszenie liniowe dla modelu głowy pozostało poniżej 90 g i nie wiązało się z ryzyki-em pęknięcia czaszki przy żadnej kombinacji uderzenia i rodzaju kasku. Przyśpieszenie rotacyjne dla modelu głowy w grupie KONTROLNEJ było najwyższe w przypadku uderzeń z prędkością 6,2 m/s w kowadło nachylone pod kątem 45° (7,2±0,6 krad/s2). W takich warunkach uderzenia kaski z grupy PRZESUWNEJ i KOMÓRKOWEJ ograniczyły przyśpieszenie rotacyjne odpowiednio o 22% (p=0,003) i 73% (p<0,001) względem grupy KONTROLNEJ. Grupa KONTROLNA wykazała najwyższe ryzyko urazu mózgu 2. stopnia w skali AIS wynoszące 59±8% w przypadku uderzeń z prędkością 6,2 m/s w kowadło o nachyleniu 45°. W takich warunkach uderzenia kaski z grupy PRZESUWNEJ i KOMÓR-KOWEJ ograniczyły ryzyko urazu mózgu 2. stopnia w skali AIS do, odpowiednio, 34,2% (p=0,001) i 1,2% (p<0.001) względem kasków z grupy KONTROLNEJ.

OMÓWIENIE WYNIKÓW: Wyniki niniejszego badania ograniczone są do wąskiego zakresu warunków uderzeń, ale wskazują na możliwość znacznego ograniczenia przyśpieszenia rotacyjnego i związa-nego z nim ryzyka urazów mózgu w przypadku zastosowania konstrukcji komórkowej WAVECEL lub przesuwnej wkładki MIPS. Wyniki uzyskane przy określonych kątach i prędkościach uderzenia wska-zywały na różnice między wspomnianymi konstrukcjami. Różnice te podkreślają potrzebę prowadze-nia dalszych badań i pracy rozwojowych w zakresie technologii budowy kasków, które umożliwiłyby dalszą poprawę ochrony przed urazami mózgu w szerokim zakresie rzeczywistych parametrów uder-zeń.

1. Wstęp

Kaski rowerowe są podstawowym i najskuteczniejszym zabezpieczeniem głowy przed urazowymi usz-kodzeniami mózgu (TBI) w przypadku uderzeń.21 Obecne kaski rowerowe wykorzystują wewnętrzną strukturę z twardego styropianu (EPS), który tłumi uderzenie i zmniejsza jego siłę, a w efekcie ogranic-za liniowe oraz kątowe przyśpieszenia znane jako czynniki w urazowych uszkodzeniach mózgu.26 Opisane standardowe kaski z EPS oferują wysoką skuteczność w ograniczaniu ryzyka złamania kości czaszki, urazów przenikających i urazów mózgu.13, 15, 27 W celu lepszego zabezpieczenia przed rotacy-jnymi urazowymi uszkodzeniami mózgu w konstrukcji wielu kasków rowerowych stosuje się specjalne systemy służące ograniczeniu przyśpieszeń rotacyjnych głowy.3, 6, 15, 19 Co do zasady, dzielą się one na dwie kategorie. W pierwszej wykorzystuje się sferyczny interfejs przesuwny wewnątrz kasku. Na przykład, wielokierunkowy system ochrony przed uderzeniami, czyli Multi-Directional Impact Protec-tion System (MIPS® AB, Täby, Szwecja), składa się z cienkiej przesuwnej wkładki wewnątrz kasku. Celem tej dostępnej na rynku technologii jest ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego głowy poprzez umożliwienie ruchu między kaskiem i głową w momencie uderzenia. W drugiej kategorii wykorzystuje się podatną na zgniatanie strukturę służącą do zmniejszenia sztywności kasku przy wystąpieniu sił ścinających. 19 Choć nie jest ona jeszcze dostępna na rynku, w niniejszym badaniu dokonano oce-ny takiej wbudowanej w kask podatnej na zgniatanie struktury służącej zapewnieniu ochrony przed siłami rotacyjnymi. Omawiana struktura komórkowa WAVECELTM stanowi rozwinięcie wcześnie-jszych badań prowadzonych przez Hansen i in. w zakresie systemu ograniczania skutków uderzeń skośnych.19

Wspólną cechą wspomnianych systemów jest ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego głowy w wyniku uderzenia skośnego w celu uzyskania dalszej poprawy ochrony przed urazowymi uszkodze-niami mózgu spowodowanymi siłami rotacyjnymi. .39 Potencjalne korzyści z działania wspomnianych systemów oparte są na licznych badaniach naukowych, z których wynika, że wstrząśnienia mózgu i urazowe uszkodzenia mózgu mogą być spowodowane przyśpieszeniem rotacyjnym głowy narażają-cym tkankę mózgową na siły ścinające i powodującym rozlane urazy aksonalne.17, 18, 20, 22, 24, 31, 34, 37

W przypadku rowerzystów noszących kask do większości uderzeń “skośnych” w warunkach rzec-zywistych dochodzi pod kątem 30˚- 60˚.7, 8, 32 Wspomniane skośne uderzenia skutkują powstaniem sił promieniowych i stycznych działających na głowę, powodujących liniowe i rotacyjne przyśpieszenie głowy.27, 42 Obowiązkowe próby Komisji ds. Bezpieczeństwa Produktów Konsumenckich [Consum-er Protection Safety Commission (CPSC)] wymagane dla kasków sprzedawanych w USA obejmują wyłącznie przyśpieszenie liniowe spowodowane uderzeniami pionowymi, przy modelu głowy zabez-pieczonym przed rotacją.12 Nieujęcie przyśpieszenia rotacyjnego w wymaganej przez CPSC próbie tłumienia siły uderzenia czyni ją nieprzystosowaną do sprawdzenia skuteczności systemów mających na celu ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego głowy przy uderzeniach skośnych. Z tego względu niezbędna jest zaawansowana metoda wykonywania prób uderzeniowych do symulowania uderzeń skośnych, a także do oceny wynikowych przyśpieszeń liniowych i rotacyjnych działających na model głowy. Istnieje szeroka gama metod wykonywania prób uderzeń skośnych, w tym poprzez kierowa-ny swobodny upadek na przechylone kowadło 6, 16, 19, 25, 30, pionowy upadek na przesuwaną do boku powierzchnię uderzenia3, 27, 29 i próby uderzeniem wahadła.5, 35 We wspomnianych próbach uderzeń skośnych często wykorzystuje się antropomorficzny męski model 50-centylowy głowy i szyi Hybrid III.5, 6, 19, 27, 34

W niniejszym badaniu wykorzystano zaawansowaną metodę badania uderzeniowego kasków opartą na kierowanym swobodnym upadku modelu głowy i szyi Hybrid III w celu wykonania prób uderzeń skośnych i do oceny ograniczenia przyśpieszenia liniowego oraz rotacyjnego zapewnianego przez różne technologie konstrukcji kasków. Dokładniej, w niniejszym badaniu dokonano oceny ograniczenia siły uderzeń prototypowych kasków z konstrukcją WAVECEL, dostępnych na rynku kasków z prze-suwną wkładką MIPS oraz zwykłych kasków z EPS przy określonych kątach i prędkościach uderze-nia.7, 8 Wyniki badania miały na celu zbadanie hipotezy zgodnie z którą mechanizmy pochłaniania siły uderzenia w kaskach WAVECEL i MIPS lepiej ograniczają przyśpieszenie rotacyjne w porównaniu ze zwykłymi kaskami rowerowymi z EPS.

2. Metody

2.1 Kaski:

Trzy rodzaje kasków rowerowych zostały poddane próbom: tradycyjne kaski z EPS (grupa KON-TROLNA), kaski z wkładką przesuwną MIPS (grupa PRZESUWNYCH) oraz kaski ze strukturą komór-kową WAVECEL (grupa KOMÓRKOWA). W grupie KONTORLNEJ testy obejmowały 20 zwykłych kasków rowerowych (Scott ARX, www.scott-sports.com). Te średniej klasy kaski wykonane są z poliwęglanowej mikroskorupy wykonanej w technologii in-mold i standardowego styropianowego (EPS) wypełnienia (Rysunek 1A). Wypełnienie z EPS o jednorodnej gęstości nie miało wbudowanych wzmocnień. W grupie PRZESUWNEJ testy obejmowały 20 kasków z wkładką przesuwną MIPS (Scott ARX Plus, www.scott-sports.com) (Rysunek 1B). Oprócz przesuwnej wkładki kaski były identyczne jak te z grupy KONTROLNEJ. Scott ARX Plus otrzymał najwyższy wynik w rankingu kasków rowe-rowych Consumer Reports na 2016 rok.1 Został wybrany do badania jako reprezentatywny, popularny kask rowerowy w średnim przedziale cenowym. Do grupy KOMÓRKOWEJ wykorzystano dodatkowe 20 kasków Scott ARX, które poddano modyfikacji w celu wprowadzenia komórkowej struktury WA-VECEL, bez zmiany całkowitej grubości kasku (Rysunek 1C). Wykorzystano sterowaną numerycznie frezarkę do usunięcia 15 mm warstwy EPS z wnętrza kasku, co pozostawiło 10 mm oryginalnej sko-rupy zewnętrznej EPS. Gruba na 15 mm struktura komórkowa została umieszczona wewnątrz wy-frezowanego wgłębienia w celu przywrócenia początkowej grubości kasku. Z przodu kasku struktura komórkowa wysunięta była na ok. 12 mm poniżej linii uderzenia wyznaczonej dla prób uderzenia CPSC dla modelu głowy ISO J.12

Wspomniane wypełnienie komórkowe ma specjalnie zaprojektowaną komórkową strukturę przeznac-zoną specjalnie do pochłaniania promieniowych i stycznych sił uderzenia. W odniesieniu do promie-niowych sił uderzenia w każdej komórce obecne jest poprzeczne zgięcie wspomagające kontrolowane ugięcie komórki. W odniesieniu do stycznych sił uderzenia, komórki mogą się uginać w kierunku siły ścinającej, a struktura ulega elastycznej deformacji w swojej płaszczyźnie, służąc jako system zaw-ieszenia rotacyjnego między głową i zewnętrzną skorupą kasku. Wszystkie kaski miały identyczny system mocowania, zewnętrzną skorupę i ogólną grubość wypełnienia. Masa kasków z grupy KON-TROLNEJ, PRZESUWNEJ i KOMÓRKOWEJ wynosiła odpowiednio 208±4 g, 233±6 g i 282±4 g.

Rysunek 1: Poddane próbom zostały trzy rodzaje kasków o identycznej skorupie zewnętrznej i grubości wypełnienia: A) Standardowe kaski EPS (grupa KONTROLNA); B) kaski z wkładką prze-suwną MIPS ograniczającą przyśpieszenie rotacyjne (grupa PRZESUWNA); i C) kaski o strukturze komórkowej ograniczające przyśpieszenie liniowe i rotacyjne (grupa KOMÓRKOWA). Przekroje EPS poprzeczne (A-A) i podłużne (B-B) oznaczone są na biało do celów ilustracyjnych. Punkty uderzenia odpowiadające kowadłom pod kątem 30˚, 45˚ i 60˚ oznaczone są czerwonymi kropkami na przekrojach podłużnych.

2.2. Stanowisko testowe

Próby kasków wykonano na stanowisku prób uderzeniowych kasków [Helmet Impact Testing (HIT)] w Portland Biomechanics Laboratory (Rysunek 2A). W obliczu braku ustanowionych norm dla realizacji prób uderzeń skośnych dla kasków rowerowych, stanowisko HIT wyposażono z myślą o postępowa-niu zgodnie z zaleceniami niedawnej publikacji omawiającej zaawansowane metody realizacji prób uderzeń skośnych42 i odpowiada w dużym stopniu licznym opublikowanym metodom wykonywania pi-onowych upadków na przechylone kowadła.6, 16, 19 Konkretne zalecenia wdrożone na podstawie publik-acji obejmowały: zastosowanie antropomorficznego modelu głowy Hybrid III, która zapewnia bardziej realistyczną masę i bezwładność niż modele głowy ISO42 i ma pokrycie skórą;25 szyi Hybrid III, którą można łatwo przymocować do modelu głowy;5, 42 ocenę przyśpieszenia liniowego i rotacyjnego mod-elu głowy; kąty uderzenia w zakresie od 30˚ do 60˚;7, 8, 32 powierzchnię uderzenia z papierem ściernym o gradacji 80 zgodnie z ECE R-22.05;14 i uwzględnienie prędkości uderzenia większej niż 6 m/s w kow-adło przechylone pod kątem 45˚ w celu lepszego odwzorowania realistycznych wypadków.7, 8, 25, 42

Zgodnie z powyższym, na stanowisku HIT wykorzystano antropomorficzny 50-centylowy męski mod-el głowy i szyi Hybrid III (78051-336, Humanetic Innovative Solutions, Plymouth, w stanie Michigan) podłączony do szyny na pionowej wieży (Rysunek 2B). Masa opuszczanego zespołu wynosiła 14,0 kg, razem z modelem głowy i szyi Hybrid III oraz konstrukcją łączącą z szyną, ale z wyłączeniem kasku. Do uzyskania uderzeń skośnych w wyniku pionowego upadku wykorzystano płaskie kowadło o regulacji kąta od 30˚ do 60˚. Liniowe przyśpieszenie głowy zmierzono za pomocą trzyosiowego przyspieszeniomierza liniowego (356B21 ICP Triaxial, PCB Piezotronics, Depew, stan Nowy Jork) założonego w środku ciężkości głowy Hybrid III (Rysunek 2B). Wynikowe przyśpieszenie liniowe ar obliczono na podstawie trzech składowych przyśpieszenia liniowego. Przyśpieszenie rotacyjne ay i prędkość rotacyjna wy modelu głowy wokół osi poprzecznej y były mierzone za pomocą przyśpiesze-niomierza do pomiaru rotacji (#8838, Kistler Instruments Corp., Amherst, stan Nowy Jork). Ocena rot-acji modelu głowy była ograniczona do obrotu wokół poprzecznej osi y ze względu na fakt, że wszyst-kie uderzenia skupione były na osi podłużnej kasku, a powierzchnia kowadła ułożona była równolegle względem osi poprzecznej modelu głowy.19 Prędkość uderzenia mierzyła bramka czasowa (#5012 Velocimeter, Cadex Inc., Quebec, Kanada).

Rysunek 2: A) Stanowisko do prób uderzeniowych kasków [Helmet Impact Testing (HIT)] do realizacji upadku pionowego zestawu głowy i szyi Hybrid III na kowadło regulowane w zakresie 0° - 60° służące do symulacji uderzeń skośnych. B) Zespół upadający z przyśpieszeniomierzami liniowymi i rotac-ji na modelu głowy służącymi do pozyskania danych kinematycznych dla modelu głowy w zakresie przyśpieszenia liniowego (a) i przyśpieszenia rotacyjnego (a).

Pięć kasków z każdej grupy zostało poddanych próbom przy prędkości uderzenia 4,8 m/s i kowadle nachylonym pod kątami 30˚, 45˚ i 60˚, a dodatkowo przy prędkości 6,2 m/s z kowadłem nachylonym pod kątem 45˚ (Rysunek 3). Prędkości uderzenia, ale nie jego kąty, odpowiadają wskazanym w normie bezpieczeństwa dla kasków rowerowych §1203 Amerykańskiej Komisji ds. Bezpieczeństwa Produk-tów Konsumenckich (CPSC).12 Zgodnie z powszechną praktyką, do prób z modelami głowy Hybrid III na model założono dwie warstwy cienkich nylonowych pończoch w celu lepszego oddania charakt-erystyki powierzchni ludzkiej głowy poprzez ograniczenie wysokiej wartości tarcia właściwej dla si-likonowego skalpu Hybrid III.4, 23, 33, 41. Kaski zostały właściwie dopasowane do modelu głowy za pomocą oryginalnego systemu dopasowania. Przed każdą próbą na powierzchnię kowadła nakładano nowy papier ścierny o gradacji 80.14

Rysunek 3: Pionowe próby upadku przednim środkowym obszarem kasku na A) kowadło 30˚, B) kow-adło 45˚ i C) kowadło 60˚. Kąty nachylenia kowadła 30˚, 45˚ i 60˚ odpowiadają kątom uderzenia głowy o powierzchnię uderzenia wynoszącym odpowiednio 60˚, 45˚ i 30˚.

2.3 Gromadzenie i analiza danych

Dane z przyśpieszeniomierza gromadzone były z częstotliwością próbkowania 20 kHz w systemie pozyskiwania danych (PCI-6221, National Instruments, Austin, stan Teksas). Przyśpieszenia poddano filtrowaniu za pomocą filtra dolnoprzepustowego z klasą częstotliwości kanału (CFC) 1000, zgodnie z SAE J211.36 Prędkość rotacyjna wy została obliczona w programie LabVIEW poprzez całkowanie metodą trapezów danych przyśpieszenia rotacyjnego.

Do oszacowania prawdopodobieństwa urazu mózgu wyliczono dla każdego uderzenia wartość uak-tualnionej skali BrIC (Brain Injury Criterion; Kryteria Urazu Mózgu) w oparciu o szczytową prędkość rotacyjną modelu głowy.40 BrIC to skala urazów oparta na kinematyce modelu głowy opracowana specjalnie dla antropomorficznych urządzeń testowych, w tym męskiej głowy 50-centylowej Hybrid III wykorzystanej w niniejszym badaniu. Uaktualniona wersja BrIC wskazuje wartość krytyczną (wcr) pręd-kości rotacyjnej wokół osi poprzecznej y wynoszącą 56,45 rad/s przy wykorzystaniu modelu głowy Hybrid III.40 W związku z powyższym obliczono BrIC zgodnie z następującym równaniem (Równ. 1):

BrIC = wy, maks / (56,45 rad/s) (1)

Prawdopodobieństwo odniesienia urazu mózgu 2. stopnia w skali AIS zostało następnie ustalone zgodnie z wzorem 2 poprzez przypisanie uzyskanej wartości BrIC do odpowiedniego ryzyka urazu mózgu w oparciu o maksymalną główną wartość obciążenia:40

(2)

Uraz mózgu 2. stopnia w skali AIS określa się jako lekkie do średniego wstrząśnienie mózgu z utratą przytomności nie dłuższą niż 1 godzina.2

Do celów analizy statystycznej, kinematyka modelu głowy (ar, ay, wy) i stopień urazy głowy P(AIS 2) dla grup PRZESUWNEJ i KOMÓRKOWEJ zostały porównane z grupą KONTROLNĄ za po-mocą dwustronnego testu t-Studenta i z zastosowaniem poprawki Bonferroniego dla wielokrotnych porównań służących weryfikacji postawionej hipotezy. Do oceny istotności statystycznej przyjęto war-tość a = 0.05.

3. Wyniki

Warunki uderzenia i parametry wynikowe dla każdego scenariusza uderzenia i rodzaju kasku zostały podsumowane w Tabeli 1.

Tabela 1: Podsumowanie wyników wszystkich prób uderzenia pod kątem przeciętnych wyników i odchylenia standardowego. P-wartości wskazują istotność różnic względem grupy KONTROLNEJ. „-” oznacza niemającą zastosowania, pustą komórkę.

Przyśpieszenie liniowe: Kaski z grupy PRZESUWNEJ nie ograniczyły znacznie przyśpieszenia linio-wego ar względem kasków z grupy KONTROLNEJ w żadnym scenariuszu uderzenia (Rysunek 4A). Kaski z grupy KOMÓRKOWEJ znacznie ograniczyły przyśpieszenie liniowe względem kasków z grupy KONTROLNEJ przy wolnych uderzeniach, w zakresie od 16% (w przypadku kowadła nachylonego o 60˚) do 26% (w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚).

Przyśpieszenie rotacyjne: Kaski z grupy PRZESUWNEJ znacznie ograniczyły przyśpieszenie rotacyjne ar względem kasków z grupy KONTROLNEJ we wszystkich scenariuszach uderzeń (Rysunek 4B), w zakresie od 21% (w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚ i niskiej prędkości) do 44% (w przypadku kowadła o nachyleniu 45˚ i niskiej prędkości). Kaski z grupy KOMÓRKOWEJ znacznie ograniczyły przyśpieszenie rotacyjne względem kasków z grupy KONTROLNEJ we wszystkich scenariuszach uderzeń, w zakresie od 34% (w przypadku kowadła o nachyleniu 60˚ i niskiej prędkości uderzenia) do 73% (w przypadku kowadła o nachyleniu 45˚ i wysokiej prędkości uderzenia).

Prędkość rotacyjna: Kaski z grupy PRZESUWNEJ znacznie ograniczyły prędkość rotacyjną wy względem kasków z grupy KONTROLNEJ we wszystkich scenariuszach uderzeń (Rysunek 4C), w zakresie od 15% (w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚ i niskiej prędkości) do 67% (w przypadku kowadła o nachyleniu 60˚ i niskiej prędkości). Kaski z grupy KOMÓRKOWEJ znacznie ograniczyły wy względem kasków z grupy KONTROLNEJ we wszystkich scenariuszach uderzeń, w zakresie od 50% (w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚ i niskiej prędkości uderzenia) do 84% (w przypadku kowadła o nachyleniu 45˚ i wysokiej prędkości uderzenia).

Oszacowanie ryzyka urazu mózgu: Kaski z grupy PRZESUWNEJ znacznie ograniczyły prawdopodo-bieństwo P(AIS 2) doznania urazu mózgu 2. stopnia w skali AIS względem kasków z grupy KONTROL-NEJ we wszystkich scenariuszach uderzeń (Rysunek 4D), w zakresie od 32% (w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚ i niskiej prędkości) do 91% (w przypadku kowadła o nachyleniu 60˚ i niskiej prędkości). Kaski z grupy KOMÓRKOWEJ znacznie ograniczyły P(AIS 2) względem kasków z grupy KONTROLNEJ we wszystkich scenariuszach uderzeń, w zakresie od 81% (w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚ i niskiej prędkości) do 98% (w przypadku kowadła o nachyleniu 45˚ i wysokiej prędkości).

Rysunek 4: Wyniki uderzeń w kowadła o trzech nachyleniach przy prędkości 4,8 m/s (niskiej) i dla kowadła o nachyleniu 45˚ przy prędkości 6,2 m/s (wysokiej): A) wynikowe liniowe przyśpieszenie mod-elu głowy, B) przyśpieszenie rotacyjne modelu głowy i C) prędkość rotacyjna. D) Prawdopodobieństwo urazu AIS 2 obliczone dla szczytowej prędkości rotacyjnej w oparciu o BrIC.40 Gwiazdkami oznac-zone są znaczne odstępstwa (p<0,5) względem grupy KONTROLNEJ.

4. Omówienie wyników

Wyniki badania pokazały potencjał dwóch technologii konstrukcji kasków do ograniczenia przyśpieszenia rotacyjnego działającego na model głowy Hybrid III względem kasków z grupy kon-trolnej. Wyniki pokazują możliwość ograniczenia ryzyka urazowego uszkodzenia mózgu w wyniku rotacji. Ponadto, wyniki sugerują zależność między dodatkową skutecznością ochrony zapewnianej przez technologie PRZESUWNĄ i KOMRÓKOWĄ a kątem i prędkością uderzenia. Ze względu na ograniczenie niniejszych wyników do konkretnych kombinacji prędkości i kątów uderzenia, uważa się za uzasadnione dalsze badania w zakresie poważniejszych wypadków przy silniejszych uderzeniach, odpowiadających upadkom na rowerze przy większych prędkościach i zderzeniom z samochodami.

Wyniki zwykłych kasków z grupy KONTROLNEJ wykazały faktyczne ograniczenie przyśpieszenia linio-wego do maksymalnej wartości 87 g (kowadło pod kątem 30˚, 4,8 m/s). Taka wartość przyśpieszenia liniowego jest znacznie niższa niż 300 g przyśpieszenia liniowego określonego w normie bezpieczeńst-wa CPCS.12 Wyniki te są bliskie średniemu przyśpieszeniu liniowemu wynoszącemu 89 g stwierd-zonemu przez Bland i in. w próbach uderzeń skośnych przeprowadzonych na 10 różnych modelach kasków przy zastosowaniu nachylonego o 30˚ kowadła i prędkości 5,1 m/s.6 W przeciwieństwie do stałego pionowego ułożenia zespołu głowy i szyi Hybrid III w niniejszym badaniu, we wspomnianym w poprzedzającym zdaniu opracowaniu zespół głowy i szyi mógł być regulowany w dwóch osiach w celu stałego nakierowania uderzeń na przód i boki kasku. W badaniu Bland i in. wykorzystano identyczny model szyi jak w niniejszym, ale model głowy Krajowego Komitetu Norm dla Sprzętu Sportowego (ang. NOCASE). Stwierdzono w nim średnie przyśpieszenia rotacyjne na poziomie 6,4 krad/s2 i 9,5 krad/s2 odpowiednio dla prędkości uderzenia 5,1 m/s i 6,6 m/s. Podobnie, w niniejszym badaniu uzyskano przyśpieszenia rotacyjne dochodzące do 7,2 krad/s2 (kowadło o nachyleniu 45˚, 6,2 m/s) dla kasków z grupy KONTROLNEJ, co skutkuje 59% prawdopodobieństwem wystąpienia urazu mózgu 2. stopnia w skali AIS. Wyniki te potwierdzają, że współczesne kaski rowerowe są w stanie skutecznie zapobie-gać pęknięciom czaszki, ale niekoniecznie wykazują identyczną skuteczność w ograniczaniu urazów mózgu spowodowanych ruchami rotacyjnymi.39

W przypadku kasków z grupy PRZESUWNEJ, wkładka przesuwna nie miała znacznego wpływu na liniowe przyśpieszenie modelu głowy, jako że nie jest ona zaprojektowana z myślą o łagodzeniu promieniowych sił uderzenia. Jednakże, poprzez umożliwienie przesunięcia między kaskiem i głową podczas uderzenia wkładka przesuwna znacznie ograniczyła przyśpieszenie rotacyjne modelu głowy do maksymalnej wartości 5,7 krad/s2 (kowadło o nachyleniu 45˚, 6,2 m/s). To wiąże się ze znacznym ograniczeniem prawdopodobieństwa urazu 2. stopnia w skali AIS względem kasków z grupy KON-TROLNEJ. W badaniu Bland i in. dwa z dziesięciu modeli kasków wyposażone były we wkładki prze-suwne MIPS.6 Wspomniane dwa modele kasków z MIPS uzyskały wartość średniego przyśpieszenia rotacyjnego modelu głowy na poziomie 6,0 krad/s2, podczas gdy średnie przyśpieszenie rotacyjne dla 8 modeli kasków bez wkładki MIPS wynosiło 5,3 krad/s2. Zgodnie z powyższym, autorzy stwierdzili, że „dwa modele kasków z MIPS nie zdają się zapewniać lepszej ochrony niż kaski bez MIPS”.6 Z tego względu, pomimo że w niniejszym badaniu grupa PRZESUWNA wykazała znaczne korzyści z zasto-sowania wkładek MIPS względem zwykłych kasków, ograniczony stopień w jakim wkładka przesuwna zmniejszyła przyśpieszenie rotacyjne głowy uzasadnia rozpatrzenie alternatywnych rozwiązań. Ponad-to, lepsze wyniki kasków z grupy PRZESUWNEJ podczas uderzeń wiążą się z 12% wzrostem masy względem kasków z grupy KONTROLNEJ.

Wyniki grupy KOMÓRKOWEJ wykazały znaczne ograniczenia przyśpieszenia liniowego - o nawet 26% (kowadło o nachyleniu 30˚, 4,8 m/s) względem grupy KONTROLNEJ. Wskazuje to na potencjalnie lepsze tłumienie uderzeń promieniowych przez kontrolowane ugięcie zorganizowanej struktury komór-kowej niż przez kompresję tradycyjnej pianki EPS.6 Struktury komórkowe o formie plastra miodu były wcześniej rozważane ze względu na ich zdolność do kontrolowanego pochłaniania energii przy zachowaniu lekkiej struktury umożliwiającej również odprowadzenie ciepła i przepływ powietrza.9, 10, 19 W badaniu porównawczym 10 modeli kasków rowerowych wykonanym przez Bland i in. naj-lepszy wynik uzyskał model ze strukturą plastra miodu.6 Stwierdzony brak znacznego wpływu kasków z grupy KOMÓRKOWEJ na przyśpieszenie liniowe przy uderzeniach z prędkością 6,2 m/s sugeruje, że wytrzymałość na ściskanie wypełnienia komórkowego można potencjalnie zmodyfikować w celu dalszego ograniczenia promieniowych sił uderzenia przy szerszym zakresie prędkości uderzenia. Co ważniejsze, kaski z grupy KOMÓRKOWEJ zredukowały przyśpieszenie rotacyjne znacznie poniżej 4 krad/s2 we wszystkich próbach. W efekcie, prawdopodobieństwo urazu 2. stopnia w skali AIS nie przekraczało 8% niezależnie od wariantu próby. Stwierdzone w przypadku kasków z grupy KOMRÓ-KOWEJ ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego można przypisać dwóm wyjątkowym cechom struk-tury komórkowej. Po pierwsze, każda komórka ma formę geometryczną pozwalającą na jej złożenie na bok w zgodzie z siłą ścinającą, co umożliwia pochłonięcie siły ścinającej między zewnętrzną skorupą kasku i głową. Po drugie, komórkowa struktura może ulec elastycznej deformacji w płaszczyźnie, co zapewnia zawieszenie rotacyjne oddzielające głowę od skorupy kasku. Wcześniejsza próba zastoso-wania struktury komórkowej jako systemu pochłaniania wstrząsów w kaskach rowerowych została podjęta przez Hansen i in. w postaci systemu Ograniczenia Uderzeń Kątowych [Angular Impact Mit-igation (AIM)] złożonego z osadzonej elastycznie aluminiowej wkładki w formie plastra miodu.19 W próbach upadku pionowego przy prędkości 4,8 m/s na kowadło o nachyleniu 30˚ wprowadzona przez Hansen i in. struktura komórkowa ograniczyła przyśpieszenie liniowe o 14%, przyśpieszenie rotacyjne o 34% i obciążenie szyi o do 32% względem zwykłych kasków z EPS. Rozpatrzone razem, wyniki te wskazują na potencjalne ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego i ryzyka urazów mózgu przez elasty-czne osadzenie właściwie zaprojektowanej struktury komórkowej. Ponadto, lepsza sprawność kasków z grupy KOMÓRKOWEJ podczas uderzeń spowodowała 36% wzrost masy względem kasków z grupy KONTORLNEJ. Masa kasku ma kluczowe znaczenie dla przyjęcia przez konsumentów, więc dla wyko-rzystania technologii KOMÓRKOWEJ w produkcie skierowanym na rynek konsumencki niezbędne jest zminimalizowanie wzrostu masy. W celu zweryfikowania zdolności kasków KOMÓRKOWYCH do odpowiedniego ograniczenia wpływu uderzeń promieniowych, zostały one również poddane próbom na ograniczenie siły uderzenia zgodnie z normami CPSC. Uderzenia wykonywano środkiem kasku na płaskie kowadło z prędkością 6,2 m/s (n=5) i na półokrągłe kowadło z prędkością 4,8 m/s (n=5). Uder-zenia w poziome kowadło dały wynik 207±2 g, a w kowadło półokrągłe 100±9 g. Chociaż wspomniane wyniki nie wyczerpują wymagań dla formalnego badania ograniczenia siły uderzenia CPSC, stanowią dalsze potwierdzenie możliwości zastosowania koncepcji KOMÓRKOWEJ, wykazując ograniczenie przyśpieszenia liniowego przez prototypowe kaski z grupy KOMÓRKOWEJ znacznie poniżej progu 300 g wymaganego przez CPSC.12

Wyniki niniejszego badania opisują skuteczność dwóch podejść do konstrukcji kasków mających na celu ograniczenie przyśpieszenia rotacyjnego w bezpośrednim porównaniu względem kasków o standardowej konstrukcji z EPS poprzez wykonanie prób przy trzech kątach i dwóch prędkościach ud-erzenia wykonanych z kaskiem o identycznej podstawowej konstrukcji. Wyniki są zatem ograniczone do wspomnianych parametrów badania i nie ma możliwości ich ekstrapolacji poza zakres parametrów próbnych. Warunki i parametry próby dobrano w sposób taki, by odpowiadały jak najbliżej ustalonym

zasadom wykonywania prób i wcześniejszym podobnym badaniom w celu ułatwienia powtarzalności. Dokładniej, wybrano próby uderzenia wykonane poprzez kierowany swobodny upadek na nachylone kowadło6, 16, 19, 25, 30 zamiast pionowych upadków na obracającą się bocznie powierzchnię3, 27, 29 lub prób poprzez uderzenie wahadłem5, 35 ze względu na prostotę i wysoki stopień powtarzal-ności.3 Wybrano antropomorficzny model głowy męskiej 50-centylowej Hybrid III, jako że umożliwia łatwą integrację czujników i dołączenie szyi Hybrid III. Ponadto, model ten wyposażony jest w elasty-czną osłonę symulującą skórę, a jego właściwości inercyjne są znacznie bliższe prawdziwej głowie niż modele głowy ISO wskazane w normie bezpieczeństwa CPSC.42 Chociaż istnieją również przykłady prób uderzeniowych z wykorzystaniem nieograniczonego ruchowo modelu głowy bez modelu szyi, 16, 25, 29, 30, niniejsze badanie symulowało quasi-fizjologiczne ograniczenie ruchowe głowy za pomocą szyi Hybrid III.6 Szyja Hybrid III została opracowana i zatwierdzona specjalnie pod kątem charakterys-tyki ugięcia i wyciągnięcia, ale stwierdzono jej nadmierną sztywność na zginanie boczne.38 Ponadto, stwierdzono, że sztywność osiowa szyi Hybrid III jest znacznie wyższa niż w przypadku szyi ludz-kiej.43 Połączenie głowy i szyi Hybrid III było wykorzystywane w różnych badań skuteczności kasków przy uderzeniach5, 6, 19, 27, 34 i zostało zaproponowane do realizacji zaawansowanych prób kasków rowerowych.42 Eksperymentalna konstrukcja ograniczona była do uderzeń z przodu kasku, przez co wyników nie można ekstrapolować na inne punkty uderzenia. Chociaż przód kasku jest obszarem na-jbardziej narażonym na uderzenia, dochodzi do nich zazwyczaj z przesunięciem bocznym w zakresie 60-stopniowego łuku ze środkiem na osi podłużnej kasku. 11 Lokalizacja uderzeń na osi podłużnej została wybrana w celu uproszczenia kinematyki uderzeń i dopasowania do scenariuszy uderzeń z wcześniej opublikowanych badań.3, 16, 19, 22, 29 Chociaż w przypadku eksperymentalnej konstrukcji zastosowano ograniczenie do jednego punktu uderzenia przedniego na kąt uderzenia, wspomniany punkt uderzenia przesuwał się bliżej krawędzi przedniej kasku w przypadku kowadła o nachyleniu 60˚ i w kierunku szczytu kasku w przypadku kowadła o nachyleniu 30˚, ponieważ model Hybrid III zach-owywał identyczne pionowe ułożenie we wszystkich wariantach uderzenia. W wyniku analizy 696 powypadkowych kasków stwierdzono, że 47% uderzeń z przodu kasku występowało blisko krawędzi, podobnie jak w próbie z kowadłem o nachyleniu 60˚ w niniejszym badaniu, a 37% uderzeń z przodu kasku miało miejsce w środkowym obszarze między krawędzią i szczytem, podobnie jak w próbach z kowadłem o nachyleniu 30˚ i 45˚.11 Kąty uderzeń dobrano tak, by odpowiadały zakresowi 30˚- 60˚ określonemu na podstawie rekonstrukcji rzeczywistych wypadków rowerowych.3, 7, 8 Niska (4,8 m/s) i wysoka (6,2 m/s) prędkość uderzenia w niniejszym badaniu odpowiadają prędkościom wskazanym w normach CPSC dla prób uderzeń o kowadła z trójkątnym wierzchem (4,8 m/s) i kowadła płaskie (6,2 m/s).12 Uderzenia z prędkością 4,8 m/s w kowadła o nachyleniu 30˚, 45˚ i 60˚ obejmowały składowe styczne prędkości 2,4 m/s, 3,4 m/s i 4,2 m/s oraz składowe normalne prędkości 4,2 m/s, 3,4 m/s i 2,4 m/s, odpowiednio. Uderzenia 6,2 m/s na kowadło o nachyleniu 45˚ obejmowały składowe styczne i normalne prędkości 4,4 m/s. Wspomniane prędkości są niższe niż przeciętne prędkości uderzenia stwierdzone przy uderzeniach z głową w kasku o samochód lub o drogę wynoszące 6,4 - 6,9 m/s, dla których składowe styczne i normalne prędkości wynoszą odpowiednio 5,5 m/s i 3,4 m/s.7, 8, 26 Masa zespołu opadającego 14 kg w obecnym badaniu była większa niż wymagana masa 5±1 kg dla zespołu opadającego według CPSC. Pozostawała jednak mniejsza niż układ opadający w badaniu Bland i in., w którym dodano 16 kg masy do głowy i szyi w celu symulacji masy tułowia.6

Oprócz ograniczeń wynikających z uproszczonej symulacji rzeczywistych uderzeń w odtwarzalnych warunkach laboratoryjnych należy rozważyć dodatkowe ograniczenia podczas szacowania ryzyka urazów mózgu na podstawie danych kinematycznych dla uderzeń. Dokonano analizy danych kine-matycznych dla modelu głowy w celu obliczenia BrIC na podstawie szczytowej prędkości rotacyjnej.

Jednak szacowanie ryzyka urazów mózgu na podstawie BrIC zależy od dokładności krzywych ryzyka urazów zrekonstruowanych na podstawie ograniczonego zestawu rzeczywistych danych o urazach w celu oszacowania granic tolerancji dla mózgu. Ponadto, wspomniane krzywe ryzyka urazów są wys-oce nieliniowe, więc względnie mała różnica w szczytowej prędkości rotacyjnej może przełożyć się na znaczną różnicę w prawdopodobieństwie urazu.6 Niepewność związana z określeniem granic toler-ancji mózgu w powiązaniu z nieliniową charakterystyką krzywych ryzyka urazów ogranicza dokładność oszacowania absolutnego prawdopodobieństwa urazu mózgu. Jednakże, względne różnice w praw-dopodobieństwie urazu mózgu między technologiami konstrukcji kasków powinny stanowić istotny czynnik, ponieważ technologie konstrukcji kasków były testowane z tym samym modelem kasku przy określonych i powtarzalnych warunkach uderzenia. Pomimo powyższego niezbędne są dalsze badania w celu rozszerzenia zakresu parametrów uderzeń i włączenia do badania dodatkowych technologii wykonania kasków.

5. Podsumowanie

Niskie zmierzone wartości przyśpieszenia liniowego wskazują na wysoką skuteczność kasków row-erowych z EPS w zapobieganiu pęknięciom czaszki.13, 27. Jednocześnie, wysokie wartości dla przyśpieszenia rotacyjnego wskazują na to, że kaski te nie zostały zoptymalizowane do ogranicza-nia przyśpieszenia rotacyjnego głowy w przypadku uderzeń skośnych. Jako że działające na aksony obciążenia zrywające spowodowane przyśpieszeniem rotacyjnym stanowią podstawowy mechanizm urazogenny dla wstrząśnień mózgu,28 strategie ukierunkowane na poprawę konstrukcji kasków należy koncentrować na ograniczanie przyśpieszenia rotacyjnego. Wyniki dla kasków z grup PRZESUWNEJ I KOMÓRKOWEJ pokazały możliwość znacznego ograniczenia przyśpieszenia rotacyjnego poprzez zastosowanie tych właśnie technologii konstrukcji kasków. Różnice w skuteczności między wspom-nianymi technologiami podkreślają potrzebę prowadzenia dalszych badań i pracy rozwojowych w zakresie technologii budowy kasków, które mogłyby dalej poprawić ochronę przed urazami mózgu w szerokim zakresie realistycznych parametrów uderzeń.

Podziękowania:

Niniejsze badania otrzymały wsparcie od Krajowego Instytutu Badań nad Zaburzeniami Neurologic-znymi i

Udarami w Amerykańskim Narodowym Instytucie Zdrowia (NIH) pod numerem grantu SB1NS074734. Dodatkowe wsparcie zapewniła Fundacja Badawcza Legacy Health System.

Deklaracje:

Niektórzy z autorów (MB, SMM) są współtwórcami technologii KOMÓRKOWEJ opisanej w niniejszym dokumencie, zgłosili patenty i mają interes finansowy w firmie dysponującej technologią. Wspomni-ani autorzy (MB, SMM) są założycielami i współdyrektorami Legacy Biomechanics Laboratory. Liczni autorzy (EB, AR, ST, SMM, MB) są powiązani z Legacy Health System, które częściowo finansowało niniejsze badania. Żaden z autorów nie otrzymał pieniędzy lub wynagrodzenia rzeczowego za tę pracę.

6. Bibliografia

1. Consumer Reports, Bicycle helmet buying guide 2016. http:// www.consumerreports.org/cro/bi-re-helmets/buying-guide.

2. AAAM. The Abbreviated Injury Scale 2005, Update 2008. Association for the Advancement of Auto-motive Medicine, Des Plains, IL, 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 re-construction. 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 Helemts Final Rule (16 CFR Part 1203). United States Consum-er Product Safety Comission, Rockville, MD. 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. Europejska Komisja Gospodarcza Organizacji Narodów Zjednoczonych. 1999;Genewa, Szwajcaria (Norma R-22.05).

15. Fahlstedt M, Halldin P, Kleiven S. Importance of the bicycle helmet design and material for the outcome in bicycle accidents. Przedstawione podczas: International Cycling Safety Conference; 18-19 listopada, 2014; Göteborg, Szwecja.

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 Supl 1:5-11.

18. Gutierrez E, Huang Y, Haglid K, i in. 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, i in. 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 hel-mets 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. Przedstawione pod-czas: International Research Council on the Biomechanics of Injury (IRCOBI), 2015; Lyon, Francja.

26. McIntosh AS, Curtis K, Rankin T, i in. 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 unhelmet-ed 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, i in. Bicycle helmet modelling and validation under linear and tangen-tial 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 Ac-cidents. SAE Transactions. 1989;nr 98(Rozdział 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 con-cussion. 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.

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 dum-my 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, i in. 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. Przedst-awione podczas: Proceedings, International Cycling Safety Conference; 18-19 listopada 2014; Göte-borg, Szwecja.

43. Yoganandan N, Sances A, Jr., Pintar F. Biomechanical evaluation of the axial compressive re-sponses of the human cadaveric and manikin necks. J Biomech Eng. 1989;111(3):250-255.