Evaluación de un nuevo concepto de casco de bicicleta en pruebas con impactos oblicuos

Emily Bliven, M.Eng.1, Alexandra Rouhier1, Stanley Tsai, MS1, Rémy Willinger, PhD2, Nicolas Bourdet, PhD2 y Caroline Deck, PhD2Steven M. Madey, MD1, Michael Bottlang, PhD1 1Biomechanics Laboratory, Legacy Research Institute, Portland, OR 972322Institut de Mécanique des Fluides et des Solides, Université de Strasbourg, Francia

REVISIÓN 2

Revista Accident Analysis & Prevention23 de noviembre de 2018

Autor correspondiente: Michael Bottlang, PhDLegacy Biomechanics Laboratory, 1225 NE 2nd Ave, Portland, OR 97215Teléfono: (503) 413 5457; fax: (503) 413 4942; correo electrónico: mbottlan@lhs.org

Palabras clave:casco de bicicleta, lesión cerebral, conmoción cerebral, pruebas de impacto, mitigación de impactos, aceleración rotacional

ResumenCONTEXTO: Se ha desarrollado un nuevo concepto de casco de bicicleta para mitigar la aceleración rotacional de la cabeza, un mecanismo predominante en los traumatismos cerebrales (TBI, por sus siglas en inglés). El

concepto WAVECEL emplea una estructura de celdas retráctil que se integra en el interior del casco para ofrecer una suspensión rotacional. Este concepto de celdas difiere de otras tecnologías de casco de bicicleta para la mitigación de la aceleración rotacional de la cabeza como, por ejemplo, la tec-nología del Sistema de protección frente a impactos multidireccionales (MIPS) disponible en el mer-cado, que utiliza un revestimiento deslizante que permite el deslizamiento entre el casco y la cabeza durante el impacto. El presente estudio cuantificó la eficacia del concepto de celdas WAVECEL, y de un casco MIPS, en comparación directa con un casco de bicicleta tradicional fabricado con poliestire-no expandido rígido (EPS).

MÉTODOS: Tres tipos de cascos de bicicleta se sometieron a impactos oblicuos en pruebas de caída vertical guiadas sobre un yunque en ángulo: cascos de espuma EPS convencionales (grupo CON-TROL); cascos con un revestimiento deslizante MIPS (grupo SLIP); y cascos con una estructura de celdas WAVECEL (grupo CELL). El rendimiento del casco se evaluó con impactos a 4,8 m/s sobre yunques con ángulos de 30°, 45° y 60° desde el plano horizontal. Además, el rendimiento del casco se probó a una mayor velocidad, 6,2 m/s, sobre el yunque con un ángulo de 45°. Se probaron cinco cascos en cada una de las cuatro condiciones de impacto para cada uno de los tres grupos, requi-riendo un total de 60 cascos. Se utilizaron cabezas de maniquí para calcular un criterio de riesgo de lesión para una lesión cerebral de la escala abreviada de lesiones 2 (AIS 2).

RESULTADOS: La aceleración lineal de la cabeza de maniquí se mantuvo por debajo de 90 g y no se asoció con el riesgo de fractura del cráneo en ningún escenario de impacto y con ningún tipo de cas-co. La aceleración rotacional de la cabeza de maniquí del grupo CONTROL fue la más elevada para impactos a 6,2 m/s sobre el yunque con un ángulo de 45° (7,2 ± 0,6 krad/s2). En este escenario de impacto, los cascos SLIP y los cascos CELL redujeron la aceleración rotacional en un 22% (p = 0003) y en un 73% (p <0,001), respectivamente, en comparación con los cascos del grupo CONTROL. El grupo CONTROL registró el riesgo más elevado de lesión cerebral de la escala abreviada de lesiones 2 (AIS 2): 59 ± 8% para impactos a 6,2 m/s sobre el yunque con un ángulo de 45°. En este escenar-io de impacto, los cascos SLIP y los cascos CELL redujeron el riesgo de lesión cerebral de la escala abreviada de lesiones 2 (AIS 2) al 34,2% (p = 0,001) y al 1,2% (p <0,001), respectivamente, en com-paración con los cascos del grupo CONTROL.

DISCUSIÓN: Los resultados de este estudio se limitan a un rango restringido de condiciones de im-pacto, sin embargo, demostraron la posibilidad de que la aceleración rotacional y el riesgo de lesión cerebral asociado pueden reducirse significativamente gracias al concepto de celdas WAVECEL o un a un revestimiento deslizante MIPS. Los resultados obtenidos con ángulos y velocidades de im-pacto específicos indicaron diferencias de rendimiento entre estos mecanismos. Dichas diferencias enfatizan la necesidad de continuar investigando y desarrollando tecnologías de casco para seguir mejorando la protección frente a lesiones cerebrales en un amplio abanico de parámetros de impacto realistas.

1. Introducción

Los cascos de bicicleta son la estrategia principal y más efectiva para la protección de la cabeza durante los impactos para prevenir traumatismos cerebrales (TBI).21 Los cascos de bicicleta contem-poráneos emplean un revestimiento de espuma de poliestireno expandida rígida (EPS) que amorti-gua el impacto, reduce la fuerza del impacto y, simultáneamente, reduce las aceleraciones lineales y angulares de la cabeza que causan los traumatismos cerebrales (TBI).26 Dichos cascos de EPS convencionales son altamente eficientes a la hora de reducir el riesgo de fracturas craneales, lesiones penetrantes y lesiones cerebrales.13, 15, 27 Para mejorar aún más la protección frente a traumatismos ce-rebrales (TBI) rotacionales, existen varios diseños de cascos de bicicleta que implementan mecanis-mos específicos para mitigar la aceleración rotacional de la cabeza.3, 6, 15, 19 Estos mecanismos gen-eralmente se dividen en dos categorías. La primera categoría emplea una interfaz esférica deslizante en el interior del casco. Por ejemplo, el sistema de protección frente a impactos multidireccionales (MIPS® AB, Täby, Suecia) consiste en un revestimiento deslizante fino que cubre el interior del casco. Esta tecnología, disponible en el mercado, busca reducir la aceleración rotacional de la cabeza per-mitiendo el deslizamiento entre el casco y la cabeza durante el impacto. La segunda categoría emplea una estructura retráctil que busca reducir la rigidez de cizallamiento del casco. 19 Si bien aún no está disponible en el mercado, el presente documento evalúa dicha estructura de celdas retráctil que se integra dentro del casco para proporcionar una suspensión rotacional. Esta estructura de celdas WA-VECELTM representa una extensión de una investigación anterior realizada por Hansen et al. sobre un sistema de mitigación de impactos angulares. 19

En general, estos mecanismos tienen como objetivo reducir la aceleración angular de la cabeza ocasionada por un impacto oblicuo para mejorar adicionalmente la protección frente a las lesiones cerebrales traumáticas.39 Los beneficios potenciales de estos mecanismos se basan en un consider-able cuerpo de investigación, que muestra que las conmociones cerebrales y las lesiones cerebrales traumáticas pueden ser fácilmente causada por la aceleración angular de la cabeza, que somete los tejidos cerebrales a fuerzas de corte y da como resultado una lesión axonal difusa.17, 18, 20, 22, 24, 31, 34, 37

La mayoría de los impactos "oblicuos" en condiciones reales sufridos por ciclistas que utilizaban casco se producen con ángulos de impacto de entre 30˚ y 60˚ grados.7, 8, 32 Dichos impactos oblicuos inducen fuerzas radiales y tangenciales en la cabeza, lo que provocan una aceleración tanto lineal como rotacional de la cabeza.27, 42 La prueba obligatoria de la Consumer Protection Safety Commis-sion (Comisión de Seguridad para la Protección del Consumidor de EE. UU., CPSC por sus siglas en inglés) para los cascos de bicicleta vendidos en EE. UU. captura, únicamente, la aceleración lineal que resulta de los impactos verticales, por lo que la cabeza de maniquí no se somete a rotación.12 Dado que dicha prueba de atenuación de impacto de la CPSC no evalúa la aceleración rotacional, no es adecuada para determinar la eficacia de los mecanismos diseñados para mitigar la aceleración rotacional de la cabeza en los impactos oblicuos. Se requiere, por lo tanto, un método avanzado de pruebas de impacto en los cascos para simular los impactos oblicuos, así como para evaluar las acel-eraciones lineales y rotacionales resultantes en una cabeza de maniquí de prueba. Se ha desarrollado un amplio abanico e métodos de prueba de impactos oblicuos, que incluyen pruebas de impacto con caída libre guiada sobre un yunque en ángulo 6, 16, 19, 25, 30, caídas verticales sobre una superficie de im-pacto de traslación lateral3, 27, 29 y pruebas de impacto pendular.5, 35 Estas pruebas de impacto oblicuo emplean con frecuencia una combinación antropomórfica masculina de cabeza y cuello de percentil 50 Hybrid III.5, 6, 19, 27, 34

El presente estudio empleó un método avanzado de prueba de impactos en cascos, basado en una caída libre guiada de una cabeza y cuello Hybrid III, para realizar pruebas de impacto oblicuo y eval-uar la mitigación de la aceleración lineal y rotacional de la cabeza proporcionada por diferentes tec-nologías de casco. Específicamente, este estudio evaluó la mitigación del impacto de los prototipos de cascos con el concepto WAVECEL y los cascos disponibles en el mercado con un revestimiento deslizante MIPS, en comparación directa con los cascos de EPS convencionales para impactos con ángulos y velocidades específicos.7, 8 Los resultados del estudio se utilizaron para probar la hipóte-sis que afirma que los mecanismos para la absorción de impactos de los cascos WAVECEL y MIPS pueden proporcionar una mejor mitigación de la aceleración rotacional en relación con los cascos de bicicleta EPS convencionales.

2. Métodos:

2.1 Cascos:

Se evaluaron tres tipos de cascos de bicicleta: cascos de EPS convencionales (grupo CONTROL), cascos con revestimiento deslizante MIPS (grupo SLIP) y cascos prototipo con un estructura de celdas WAVECEL (grupo CELL). Para el grupo CONTROL, se probaron 20 cascos de bicicleta con-vencionales (Scott ARX, www.scott-sports.com). Estos cascos de gama media incorporaban un micro armazón de policarbonato moldeado y un revestimiento de poliestireno expandido (EPS) convencional (Figura 1A). El revestimiento de EPS con una única densidad no disponía de estructuras de refuerzo integradas. Para el grupo SLIP, se probaron 20 cascos con un revestimiento deslizante MIPS (Scott ARX Plus, www.scott-sports.com) (Figura 1B). Estos cascos eran idénticos a los cascos del grupo CONTROL, con la excepción del revestimiento deslizante adicional. El casco Scott ARX Plus obtuvo la puntuación más elevada en la Consumer Reports’ 2016 Bike Helmet Ratings (Clasificación de los informes de los consumidores del año 2016). 1 Este casco fue seleccionado para el presente estudio como representante de un casco de precio medio. Para el grupo CELL, se obtuvieron 20 cascos Scott ARX adicionales que se modificaron para implementar la estructura de celdas WAVECEL sin incidir en el grosor general del casco (Figura 1C). Se eliminó una porción de 15 mm de espesor del material EPS del interior del casco con una fresadora programable, dejando aproximadamente 10 mm del armazón EPS exterior original. La estructura de celdas de 15 mm de grosor se colocó dentro de la cavidad mecanizada, para restaurar el grosor original del casco. En la parte delantera del casco, la estructura de celdas se extendió aproximadamente 12 mm por debajo de la línea de impacto especificada en la prueba de impacto de la Comisión de Seguridad de Productos para el Consumidor para la cabeza de maniquí ISO J.12

Este revestimiento de celdas presenta una estructura de celdas diseñada específicamente para pro-porcionar distintos mecanismos para la absorción de las fuerzas de impacto radiales y tangenciales. Para las fuerzas de impacto radiales, cada celda incorpora un pliegue transversal para soportar la deformación organizada de las celdas. Para las fuerzas de impacto oblicuas, las celdas se pueden plegar en la dirección de cizallamiento y la estructura puede deformarse de forma elástica en el plano, para actuar como suspensión rotacional entre la cabeza y el armazón exterior del casco. Todos los cascos presentaban el mismo sistema de retención, armazón exterior y grosor del revestimiento. Los cascos de los grupos de CONTROL, SLIP y CELL tenían un peso promedio de 208±4 g, 233±6 g y 282±4 g, respectivamente.

Figura 1: Se probaron tres tipos de casco con un armazón exterior y un grosor del revestimiento idén-ticos: A) Cascos EPS convencionales (CONTROL); B) cascos con un revestimiento deslizante MIPS para mitigar la aceleración rotacional (SLIP); y C) cascos con una estructura de celdas para mitigar la aceleración lineal y rotacional (CELL). Las zonas EPS seccionadas a lo largo del corte transversal (A-A) y el corte sagital (B-B) se destacan en blanco en la ilustración. Las zonas de impacto correspondien-tes a los yunques de 30˚, 45˚ y 60˚ se indican con puntos rojos en las secciones transversales sagi-tales.

2.2 Configuración de la prueba

La prueba de casco se realizó en el centro de pruebas de impacto en cascos (HIT) del Portland Bio-mechanics Laboratory (Figura 2A). En ausencia de un estándar aceptado para las pruebas de impacto oblicuas de los cascos de ciclismo, se diseñó el centro HIT para cumplir con las recomendaciones de una reciente publicación sobre métodos avanzados para pruebas de impactos oblicuos42 y se corre-sponde de cerca con diversos métodos publicados para caídas verticales sobre yunques oblicuos.6, 16,

19 Las recomendaciones específicas que se implementaron a partir de la publicación incluyeron: el uso de una cabeza de maniquí antropomórfica Hybrid III, cuyo peso e inercia resultan más realistas que los de las cabezas de maniquí ISO42, que incorpora una cobertura de piel;25 un cuello Hybrid III, que se puede acoplar fácilmente a la cabeza de maniquí;5, 42 evaluación de la aceleración lineal y rotacional de la cabeza de maniquí; ángulos de impacto en un rango de 30˚ a 60˚;7, 8, 32 una superficie de impacto con papel de lija de grano 80, conforme a ECE R-22.05;14 y la inclusión de una velocidad de impacto superior a los 6 m/s sobre un yunque de 45˚ para mejorar el análisis de accidentes en el mundo real.7,

8, 25, 42

En consecuencia, el centro HIT utilizó un sustituto antropomórfico masculino de cabeza y cuello de percentil 50 Hybrid III (78051-336, Humanetic Innovative Solutions, Plymouth, MI), que se conectó a un raíl de torre de caída vertical (Figura 2B). El peso del conjunto de caída era de 14,0 kg, incluyendo el sustituto de cabeza y cuello Hybrid III y su conexión estructural al raíl de caída, pero excluyendo el casco. Se utilizó un yunque plano regulable entre 30˚ y 60˚ para inducir impactos oblicuos en re-spuesta a caídas verticales. La aceleración lineal de la cabeza se captó con un acelerómetro lineal de tres ejes (356B21 ICP Triaxial, PCB Piezotronics, Depew, NY) montado en el centro de gravedad de la cabeza Hybrid III (Figura 2B). La aceleración lineal ar resultante se calculó a partir de los tres compo-nentes de la aceleración lineal. La aceleración rotacional ay, junto con la velocidad rotacional wy de la cabeza de maniquí en el eje y transversal se calcularon con un acelerómetro rotacional (# 8838, Kistler Instruments Corp., Amherst, NY). La evaluación de la rotación de la cabeza de maniquí se limitó a la rotación alrededor del eje y transversal, dado que todos los impactos se centraron en la línea media sagital del casco y la superficie del yunque se alineó paralelamente al eje transversal de la cabeza de maniquí.19 La velocidad de impacto se calculó con una ventana de tiempo (# 5012 Velocimeter, Cadex Inc., Quebec, CA).

Imagen 2: A) Centro de pruebas de impacto en cascos (HIT) para caída vertical de un conjunto de cabeza y cuello Hybrid III en un yunque regulable entre 0° y 60° para simular impactos oblicuos. B) Conjunto de caída con acelerómetros lineal y rotacional para captar la cinemática de la cabeza de maniquí en términos de aceleración lineal (a) y aceleración rotacional (a).

Se probaron cinco cascos de cada grupo a una velocidad de impacto de 4,8 m/s sobre yunques inclinados de 30˚, 45˚ y 60˚ y, adicionalmente, a 6,2 m/s sobre el yunque de 45˚ (Figura 3). Las veloci-dades de impacto, pero no los ángulos de impacto, representan las especificadas en la norma de seguridad para cascos de ciclismo §1203 de la US Consumer Product Safety Commission (CPSC).12 Tal y como se lleva a cabo habitualmente en las pruebas de cascos con sustitutos de cabeza Hybrid III, se colocó una capa doble de media de nylon sobre la cabeza de maniquí para representar mejor la superficie de la cabeza humana al reducir la fricción inherentemente elevada del cuero cabelludo de silicona de la Hybrid III.4 23, 33, 41 Los cascos se ajustaron correctamente a la cabeza de maniquí con su sistema de ajuste original. Antes de cada prueba, se lijó la superficie del yunque con papel de lija de grano 80.14

Figura 3: Pruebas de caída vertical de una posición frontal, medio sagital del casco sobre A) un yunque de 30˚, B) un yunque de 45˚ y C) un yunque de 60˚. Los ángulos de yunque de 30˚, 45˚ y 60˚ corresponden a los ángulos de impacto entre la trayectoria de la cabeza y la superficie de impacto de 60˚, 45˚ y 30˚, respectivamente.

2.3 Adquisición y análisis de datos

Los datos del acelerómetro se adquirieron a una frecuencia de muestreo de 20 kHz en un sistema de adquisición de datos (PCI-6221, National Instruments, Austin, TX). Las aceleraciones se filtraron a paso bajo en la clase de frecuencia de canal (CFC) 1000, según lo especificado por SAE J211.36 La velocidad rotacional wy se calculó en el software LabVIEW, utilizando la integración trapezoidal de los datos de aceleración rotacional.

Para estimar la probabilidad de lesión cerebral, se calculó el criterio de lesión cerebral revisado (BrIC, por sus siglas en inglés) para cada impacto, a partir de la velocidad rotacional máxima de la cabeza de maniquí.40 El BrIC es un criterio de lesión basado en la cinemática de la cabeza de maniquí que se desarrolló específicamente para dispositivos de prueba antropomórficos, incluyendo la cabeza masculina de percentil 50 Hybrid III utilizada en el presente estudio. La versión actualizada del BrIC ofrece un valor crítico (wcr) para la velocidad rotacional alrededor del eje y de 56,45 rad/s cuando se utiliza una cabeza de maniquí Hybrid III.40 Por lo tanto, el BrIC se calculó de acuerdo con la siguiente ecuación (Ec. 1):

BrIC = wy, máx. / (56,45 rad/s) (1)

La probabilidad de sufrir una lesión cerebral correspondiente a la escala abreviada de lesiones (AIS) 2 se calculó, entonces, conforme a la ecuación 2, implementando el valor del criterio BrIC resultante en la correlación de riesgo de lesión cerebral correspondiente y en base a la tensión principal máxima: 40

(2)

Una lesión cerebral de gravedad AIS 2 se define como una conmoción cerebral entre leve y moderada con pérdida de conciencia de menos de 1 hora.2

Para el análisis estadístico, se compararon la cinemática de la cabeza de maniquí (ar, ay, wy) y el criterio de lesión cerebral P (AIS 2) de los grupos SLIP y CELL con el grupo CONTROL, utilizando pruebas de T de Student de dos colas y la corrección de Bonferroni para comparaciones múltiples, con el objetivo de poner a prueba las hipótesis planteadas. Se utilizó un valor de a = 0,05 para la evaluación de la relevancia estadística.

3. Resultados

Las condiciones de impacto y los parámetros del resultado para cada escenario de impacto y tipo de casco se resumen en la Tabla 1.

Tabla 1: Resumen de los resultados de todas las pruebas de impacto en términos de resultados promedio y desviaciones típicas (STDEV). Los valores P denotan el significado de las diferencias en comparación con el grupo CONTROL. "-" indica una celda vacía, no aplicable.

Aceleración lineal: Los cascos SLIP no redujeron significativamente la aceleración lineal ar en com-paración con los cascos del grupo CONTROL en ningún escenario de impacto (Figura 4A). Los cas-cos del grupo CELL redujeron significativamente la aceleración lineal en comparación con los cascos del grupo CONTROL únicamente en los impactos lentos, con una reducción que oscila entre el 16% (yunque de 60˚) y el 26% (yunque de 30˚).

Aceleración rotacional: Los cascos del grupo SLIP redujeron significativamente la aceleración rotacio-nal en comparación con los cascos del grupo CONTROL en todos los escenarios de impacto (Figura 4B), con reducciones que oscilan entre el 21% (30˚, impacto lento) y el 44% (45˚, impacto lento). Los cascos del grupo CELL redujeron significativamente la aceleración rotacional en comparación con los cascos del grupo CONTROL en todos los escenarios de impacto, con reducciones que oscilan entre el 34% (60˚, impacto lento) y el 73% (45˚, impacto rápido).

Velocidad rotacional: Los cascos del grupo SLIP redujeron significativamente la velocidad rotacional wy en comparación con los cascos del grupo CONTROL en todos los escenarios de impacto (Figura 4C), con reducciones que oscilan entre el 15% (30%, impacto lento) y el 67% (60˚, impacto lento). Los cascos del grupo CELL redujeron significativamente wy en comparación con los cascos del grupo CONTROL en todos los escenarios de impacto, con reducciones que oscilan entre el 50% (30˚, im-pacto lento) y el 84% (45˚ impacto rápido).

Predicción de riesgo de lesión cerebral: Los cascos del grupo SLIP redujeron significativamente la probabilidad P (AIS 2) de sufrir una lesión cerebral AIS 2 en comparación con los cascos del grupo CONTROL en todos los escenarios de impacto (Figura 4D), con reducciones que oscilan entre el 32% (30º, impacto lento) y el 91% (60º, impacto lento ). Los cascos del grupo CELL redujeron significati-vamente la P (AIS 2) en comparación con los cascos del grupo CONTROL en todos los escenarios de impacto, con reducciones que oscilan entre el 81% (30˚, impacto lento) y el 98% (45˚, impacto rápido).

Figura 4: Resultados para impactos en los tres ángulos del yunque, a 4,8 m/s (lento), y para el ángulo de yunque de 45˚ a 6,2 m/s (rápido): A) aceleración lineal resultante de la cabeza de maniquí, B) acel-eración rotacional de la cabeza de maniquí y C) velocidad rotacional. D) Probabilidad de lesión AIS 2, calculada a partir de la velocidad rotacional máxima basada en el criterio BrIC.40 Los asteriscos indican diferencias significativas (p <0,05) en comparación con el grupo CONTROL.

4. Discusión:

Los resultados de este estudio demostraron el potencial de dos tecnologías de casco para reducir la aceleración rotacional de un sustituto de cabeza Hybrid III, en comparación con un casco del grupo control. Los resultados demuestran la capacidad de reducir el riesgo de lesión cerebral traumática rotacional. Asimismo, los resultados sugieren que la eficacia mediante la que las tecnologías SLIP y CELL proporcionan una mejor protección depende del ángulo y la velocidad del impacto. Dado que estos resultados se limitan a una combinación específica de velocidades y ángulos de impacto, se requieren investigaciones adicionales para explorar la gravedad más elevada de los impactos que conllevan las caídas a velocidades más altas y en colisiones con automóviles.

Los resultados de los cascos del grupo CONTROL convencional demostraron que la aceleración lineal se suprimió de forma efectiva hasta un máximo de 87 g (yunque 30˚, 4,8 m/s). Dicha aceleración lineal está muy por debajo del umbral de aceleración lineal de 300 g exigido por la norma de seguridad de la CPCS.12 Tales resultados se corresponden estrechamente con el promedio de aceleración lineal de 89 g informada por Bland et al. para las pruebas de impacto oblicuo de 10 modelos de casco distintos con un yunque de 30˚, a 5,1 m/s.6 En contraste con la orientación vertical fija del conjunto de cabeza y cuello Hybrid III en el presente estudio, su conjunto de cabeza y cuello podría regularse en aproximadamente dos ejes para dirigir consistentemente las zonas de impacto específicas en la parte delantera y los laterales del casco. Si bien se empleó el mismo cuello Hybrid III que el utilizado en el presente estudio, también emplearon una cabeza de maniquí del National Operating Committee of Standard for Athletic Equipment (NOCASE). Informaron de aceleraciones rotacionales promedio que oscilaban entre los 6,4 krad/s2 y los 9,5 krad/s2 para velocidades de impacto resultantes de 5,1 m/s y 6,6 m/s, respectivamente. De forma similar, el presente estudio halló aceleraciones rotacionales que alcanzaron los 7,2 krad/s2 (yunque de 45˚, 6.2 m / s) para los cascos del grupo CONTROL, con una probabilidad del 59% de sufrir una lesión cerebral AIS 2. Estos resultados confirman el creciente reconocimiento de la utilidad de los cascos de ciclismo modernos en la prevención eficaz de las frac-turas de cráneo, si bien pueden no ser tan efectivos para mitigar las lesiones cerebrales inducidas por rotación.39

En lo referente a los cascos del grupo SLIP, el revestimiento deslizante no tuvo un efecto significati-vo en la aceleración lineal de la cabeza de maniquí, dado que dicho revestimiento deslizante no está diseñado para mitigar las fuerzas de impacto radiales. Sin embargo, al permitir el deslizamiento entre el casco y la cabeza durante el impacto, el revestimiento deslizante redujo de forma significativa la aceleración rotacional de la cabeza a un máximo de 5,7 krad/s2 (yunque de 45˚, 6,2 m/s). Este dato se relacionó con una reducción significativa en la probabilidad de sufrir una lesión AIS 2 en compara-ción con los cascos del grupo CONTROL. En el estudio de Bland et al., dos de los 10 modelos de cascos que se probaron contenían revestimientos deslizantes MIPS.6 Estos dos modelos de casco MIPS dieron como resultado una aceleración rotacional media de la cabeza de maniquí de 6,0 krad/s2, mientras que la aceleración rotacional media de los 8 modelos de casco sin MIPS fue de 5,3 krad/s2. En consecuencia, los autores afirmaron que "los dos modelos de casco que contienen MIPS no parecían ofrecer una protección superior en comparación con los cascos que no pertenecían a la categoría MIPS" .6 Por lo tanto, mientras que el grupo SLIP demostró que los revestimientos MIPS ofrecían ventajas significativas en relación con los cascos convencionales en el presente estudio, el grado limitado en el que dicho revestimiento deslizante mitigó la aceleración rotacional de la cabeza

justifica la exploración de estrategias alternativas. Asimismo, las mejoras en el rendimiento de los cas-cos del grupo SLIP se tradujeron en un aumento del 12% en el peso del casco en comparación con los cascos del grupo CONTROL.Los resultados del grupo CELL demostraron una reducción significativa en la aceleración lineal de hasta un 26% (yunque de 30°, 4,8 m/s) en comparación con el grupo CONTROL. Este hallazgo sugi-ere que la deformación controlada de una estructura de celdas organizada puede haber atenuado los impactos radiales de forma más efectiva que la compresión de la espuma EPS convencional.6 En el pasado, se examinaron estructuras de celdas de panal de abeja para cascos de protección, dado que pueden proporcionar una absorción de energía controlada en una estructura ligera que también per-mite la transferencia de calor y la circulación del flujo de aire.9, 10, 19 En el estudio comparativo de 10 modelos de cascos de ciclismo de Bland et al, el modelo con la clasificación más alta fue el único que incorporaba una estructura de panal de abeja.6 El hallazgo que indicaba que los cascos del grupo CELL no incidían significativamente en la aceleración lineal en impactos de 6,2 m/s sugiere que la rigidez compresiva del revestimiento de celdas podría modificarse potencialmente para mejorar la mit-igación de las fuerzas de impacto radiales en un rango más amplio de velocidades de impacto. Más importante aún, los cascos del grupo CELL redujeron la aceleración rotacional por debajo de 4 krad/s2 en todas las pruebas. Como resultado, la probabilidad de lesión AIS 2 no superó el 8%, independ-ientemente de las condiciones de la prueba. La mitigación observada en la aceleración rotacional de los cascos del grupo CELL puede atribuirse a dos características únicas de la estructura de celdas. En primer lugar, cada celda presenta una característica geométrica que permite que esta se pliegue para absorber la carga de cizallamiento entre el armazón exterior del casco y la cabeza. En segundo lugar, la estructura de celdas puede someterse a una deformación elástica en el plano para proporcionar una suspensión rotacional que separa la cabeza del armazón del casco. Hansen et al intentaron con anterioridad utilizar una estructura de celdas como sistema de suspensión rotacional en cascos de ciclismo, mediante un sistema de mitigación de impacto angular (AIM), que incorpora un revestimien-to con forma de panal de abeja de aluminio con suspensión elástica 19. En pruebas de caída vertical de 4,8 m/s sobre un yunque de 30˚, su estructura de celdas redujo la aceleración lineal en un 14%, la aceleración rotacional en un 34% y la carga del cuello en hasta un 32%, en comparación con un cas-co de bicicleta EPS convencional. En combinación, estos descubrimientos sugieren que la suspensión elástica de una estructura de celdas adecuadamente diseñada presenta el potencial de reducir la aceleración rotacional y el riesgo de lesión cerebral. Estas mejoras en el rendimiento de los cascos del grupo CELL durante un impacto se tradujeron en un aumento de peso del 36% en comparación con los cascos del grupo CONTROL. Dado que el peso del casco es fundamental para captar al cliente, la integración de la tecnología CELL en un producto de consumo debería centrarse en minimizar el aumento de peso asociado. Para averiguar si los cascos del grupo CELL pueden mitigar adecuada-mente los impactos radiales, también se evaluaron en pruebas de mitigación de impacto conformes a las normas de la CPSC. Los impactos se centraron en la corona del casco sobre un yunque plano, a 6,2 m/s (n=5), y sobre un yunque semiesférico, 4,8 m/s (n=5). Los impactos sobre el yunque horizontal dieron un resultado de 207 ± 2 g y los impactos sobre el yunque semiesférico dieron un resultado de 100 ± 9 g. A pesar de que dichos resultados no satisfacen una prueba formal de mitigación de im-pacto de la CPSC, respaldan adicionalmente la viabilidad del concepto CELL, demostrando que los cascos prototipo CELL mitigaron la aceleración lineal muy por debajo del umbral de los 300 g exigido por la CPSC.12

Los resultados de este estudio describieron el rendimiento de dos estrategias de cascos para mitigar la aceleración rotacional en comparación directa con un diseño de casco EPS convencional, proba-do con tres ángulos de impacto y dos velocidades de impacto en el mismo diseño de casco. Por lo tanto, los resultados se limitan a estos parámetros específicos del estudio y no pueden extrapolarse fuera del rango de parámetros estudiados. La configuración y los parámetros de la prueba se selec-cionaron para adaptarse, en la medida de lo posible, a los estándares de prueba establecidos y los antecedentes de estudios similares, para facilitar la reproducción de la configuración de la prueba en otros centros de prueba. Específicamente, se optó por las pruebas de impacto con caída libre guiada sobre un yunque en ángulo6, 16, 19, 25, 30, en lugar de caídas verticales sobre una superficie de impacto de traslación lateral3, 27, 29 o pruebas de impacto de péndulo5, 35, por su mayor sim-plicidad y reproducibilidad.3 Se eligió la cabeza antropomórfica masculina del percentil 50 Hybrid III, dado que permite integrar fácilmente el sensor y el acoplamiento del cuello Hybrid III. Además, ofrece una envoltura de piel elástica y sus propiedades de inercia son considerablemente más similares a las de las cabezas de maniquí ISO especificadas en la norma de seguridad de la CPSC.42 A pesar de que existen precedentes de pruebas de impacto con una cabeza de maniquí sin limitaciones y sin un sustituto de cuello,16, 25, 29, 30, el presente estudio simuló restricciones de cabeza cuasi fisiológicas con un cuello Hybrid III.6 El cuello Hybrid III se desarrolló y validó específicamente para la flexión y la extensión, pero demostró ser excesivamente rígido en la flexión lateral.38 Además, se descubrió que la rigidez del cuello Hybrid III era significativamente más elevada que la de las muestras de cuello de cadáveres.43 La combinación de cabeza y cuello Hybrid III se ha utilizado en una variedad de estu-dios de impacto de cascos5, 6, 19, 27, 34 y se ha propuesto para pruebas avanzadas con cascos de ciclismo.42 El diseño experimental se limitó a las zonas de impacto en la parte delantera del casco, por lo que los resultados no se pueden extrapolar a otras zonas. Si bien la parte delantera del casco es la zona que recibe impactos de forma más habitual, dichos impactos se suelen producir con un arco de desviación lateral de 60 grados desde el plano sagital medio. 11 Se eligió una zona de im-pacto sagital medio para simplificar la cinemática del impacto y que coincidiera con los escenarios de impacto de estudios publicados anteriormente.3, 16, 19, 22, 29 Si bien el diseño experimental se limitó a una zona de impacto frontal por ángulo de impacto, esta zona de impacto se desplazó hacia el borde del casco en el yunque de 60˚ y hacia la corona del casco en el yunque de 30˚, dado que el sustituto Hybrid III retuvo la misma orientación vertical en todos los escenarios de impacto. Un análi-sis de 696 cascos de bicicleta recuperados descubrió que el 47% de los impactos en la parte delan-tera del casco se produjo cerca del borde, similar a la prueba de yunque de 60˚ en el presente estu-dio, y el 37% de los impactos en la parte delantera del casco se produjo en la sección media entre el borde y la corona, similar a las pruebas de yunque de 30˚ y 45˚. Se eligieron ángulos de impacto para representar el rango de 30˚-60˚ determinado a partir de la reconstrucción de accidentes de bicicleta en el mundo real.3, 7, 8 Las velocidades de impacto lentas (4,8 m/s) y rápidas (6,2 m/s) del presente estudio se adecuan a las velocidades de impacto especificadas en el estándar de la CPSC para prue-bas de impacto sobre yunques con salientes (4,8 m/s) y yunques planos (6,2 m / s) .12 Los impactos a 4,8 m/s sobre los yunques de 30˚, 45˚ y 60˚ estaban formados por componentes de velocidad tangen-cial de 2,4 m/s, 3,4 m/s y 4,2 m/s y componentes de velocidad normal de 4,2 m/s, 3,4 m/s y 2,4 m/s, respectivamente. Los impactos a 6,2 m/s en el yunque de 45˚ estaban formados por componentes de velocidad tangencial y normal de 4,4 m/s. Dichas velocidades de impacto son inferiores a las velocid-ades medias de impacto de 6,4 a 6,9 m/s declaradas para impactos con la cabeza protegida por con casco contra un automóvil o la carretera, que presentaban componentes de velocidad media tangen-cial y normal de 5,5 m/s y 3,4 m/s, respectivamente. 7, 8, 26 El peso de 14,0 kg del montaje de caída del presente estudio superó el requisito de peso de 5±1 kg para el montaje de caída de la CPSC. Sin

embargo, era más ligero que el montaje de caída de Bland et al, en el que se añadía un peso de 16 kg al conjunto de cabeza y cuello para simular la masa del torso.6

Además de las limitaciones debidas a la simulación simplificada de los impactos en el mundo real en condiciones de laboratorio reproducibles, se deben tener en cuenta otras limitaciones a la hora de predecir el riesgo de lesión cerebral a partir de datos de cinemática de impacto. Se analizó la cin-emática de la cabeza de maniquí para calcular el BrIC a partir de la velocidad rotacional máxima. Sin embargo, la predicción del riesgo de lesión cerebral a partir del BrIC depende de la precisión de las curvas de riesgo de lesión que se han reconstruido a partir de un número limitado de datos de le-siones del mundo real para calcular los límites de tolerancia cerebral. Además, tales curvas de riesgo de lesión no son en absoluto lineales, por lo que una diferencia relativamente pequeña en la velocidad rotacional máxima puede traducirse en una gran diferencia en la probabilidad de lesión.6 La incer-tidumbre en la definición de los límites de tolerancia cerebral combinada con la naturaleza no lineal de las curvas de riesgo limita la precisión en la predicción de la probabilidad absoluta de lesión ce-rebral. Sin embargo, las diferencias relativas en la probabilidad de sufrir una lesión cerebral entre las tecnologías de casco deberían proporcionar una comparación significativa, dado que las tecnologías de casco se probaron con el mismo modelo de casco y en condiciones de impacto definidas y repro-ducibles. Sin embargo, es necesario realizar más estudios para ampliar el rango de parámetros de las condiciones de impacto e incluir tecnologías de casco adicionales.

5. Conclusiones

Los resultados de baja aceleración lineal sugieren que los cascos de ciclismo EPS convencionales resultan extremadamente efectivos en la prevención de fracturas de cráneo.13, 27 Por el contrario, los resultados de elevada aceleración rotacional sugieren que dichos cascos no resultan óptimos para reducir la aceleración rotacional de la cabeza en impactos oblicuos. Debido a que el esfuerzo de cizallamiento axonal ocasionado por la aceleración rotacional es un mecanismo predominante en las conmociones cerebrales, 28 las estrategias para mejorar los diseños de los cascos deberían apuntar hacia la mitigación de la aceleración rotacional. Los resultados de los cascos de los grupos SLIP y CELL mostraron capacidad de reducir significativamente la aceleración rotacional de una cabeza de maniquí. Las diferencias de efectividad entre estas tecnologías enfatizan la necesidad de continuar investigando y desarrollando tecnologías de casco que ofrezcan una mejor protección frente a las lesiones cerebrales en una amplia variedad de parámetros de impacto realistas.

Agradecimientos:

Este estudio ha recibido financiación del National Institute Of Neurological Disorders And

Stroke of the National Institutes of Health (NIH), con número de subvención SB1NS074734. También ha recibido ayudas de la Research Foundation del Legacy Health System.

Declaración adicional:

Algunos de los autores (MB, SMM) son inventores de la tecnología CELL descrita en este manuscrito, han presentado patentes y tienen un interés financiero en la empresa propietaria de esta tecnología. Dichos autores (MB, SMM) son fundadores y codirectores del Legacy Biomechanics Laboratory. Vari-os de los autores (EB, AR, ST, SMM, MB) están vinculados al Legacy Health System, sistema que ha fincanciado parcialmente el presente estudio. Ninguno de los autores ha recibido dinero o contribu-ciones en especie por este trabajo.

6. Referencias

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

2. AAAM. Escala abreviada de lesiones 2005 (AIS, en sus siglas en inglés), actualización de 2008 As-sociation for the Advancement of Automotive 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 driv-ers and passengers of motorcycles and modes. United Nations Economic Commission for Europe. 1999;Genega, Switzerland(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. Artículo presentado en: International Cycling Safety Conference; 18-19 November, 2014; Goeteborg, Sweden.

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 accelera-tion: 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 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. Artículo presentado en: International Research Council on the Biomechanics of Injury (IRCOBI), 2015; Lyon, Francia.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 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, et al. Bicycle helmet modelling and validation under linear and tan-gential 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;Vol. 98(Sección 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, 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. Artículo presentado en: Proceedings, International Cycling Safety Conference; 18-19 November, 2014; Goete-borg, Sweden.

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.