Head injury is the leading cause of death and major trauma for users of powered two-wheelers (PTWs). Helmet use can prevent and reduce head injuries when a crash is inevitable. However, today’s motorcycle helmets do not protect equally against all types of head injuries. All helmets available on the market today are designed, manufactured and tested to meet certain standards. Current test standards evaluate helmet performance by dropping a helmeted headform perpendicular to an impact surface, and passing or failing a helmet based on the peak linear acceleration between 250-400G. Yet, real-world head impacts, being either linear (perpendicular) or oblique, impart both linear and angular head acceleration. Oblique impacts, which are known to be more common than linear impacts from in-depth analysis of motorcycle accidents, can transmit the tangential impulse to the head and hence cause the head to rotate. Head rotation has been hypothesised to be the main cause of traumatic brain injury (TBI) ranging from mild injuries such as concussions to more severe injuries such as acute subdural haematomas and diffuse axonal injuries. Therefore, there is a great need to develop test methods that replicate real-world accidents and reproduce realistic head impact responses. A number of potential test methods that subject the head to rotational insults are available today. However, there are still several questions that need to be answered: At what speed and angle should the helmet be tested? How boundary conditions of the head in the test methods, i.e. free, partially constrained or a surrogate neck, affect the kinematics of the head?
To answer these research questions, both experimental and numerical methods, such as finite element (FE) methods were used. Experimental tests for the helmet were performed using multiple test methods, providing a comparison between the test methods and data for subsequent validation of the FE helmet model coupled with anthropomorphic test devices (ATDs). FE Human body models (HBMs) with accurate anatomical structures and material properties were employed to evaluate the biofidelity of current test methods. Brain tissue strain of a head model resulting from direct impacts or inertial loadings were used to provide a direct causal link between the mechanical insult and the brain injury.
The first study in the thesis showed that both the US and European helmet standards lacked consideration for head rotation in linear impact tests. The US helmet standards use a partially constrained headform, which does not permit head rotation and hence not rotation induced TBI. European standards, on the other hand, adopt a free headform but the head rotation is not measured or assessed. The brain tissue strain resulting from the European standard tests at which rotation is allowed was up to 6.3 times higher than that in the US standards. In the second study, 300 simulations of possible motorcycle accidents were performed to understand the effect of impact velocity angle on impact severity. The results indicated that a 30o or 45o impact angle produced greater brain tissue strain than other impact angles, i.e., 15o, 60o and 75o. In the third study, it was found that when the helmeted head impacted the ground from low to high tangential velocities, i.e., 0-216 km/h, the motion of the helmet exhibited rolling and sliding phenomena. Since the helmet rolling and sliding phenomena govern impulses transmitted to the head-helmet system, and consequently the brain tissue strain, it is desirable to test helmets at speeds covering both the rolling and sliding regime. The tangential velocity at which motion transitioned from rolling to sliding was identified to be 10.8 m/s (38.9 km/h), given that the normal velocity is 5.66 m/s (20.4 km/h) and the coefficient of friction between the helmet outer shell and the impact surface is 0.45. In the final study, simulations with and without the experimental neck (Hybrid III) were compared to the HBMs. The results showed that the Hybrid III head-neck ATD used in the laboratory setting proved to correlate less with the head responses of the HBMs than the free headform. In particular, the Hybrid III head-neck ATD correlated poorly with the HBMs in axial (inferior-superior) acceleration and over-predicted the maximum angular velocity by up to 75%. However, the free headform was also limited in replicating the chin-neck and helmet-torso interactions. The need for a more biofidelic surrogate neck, especially under axial compression, is evident.
In summary, this thesis demonstrates methodologies for a reason and objective based decision making process and provides important information in the design of future helmet test methods and standards. Some of the major findings in this thesis, despite focusing on motorcycle helmets, can also be applied to other types of helmets.
Huvudskador är den vanligaste orsaken till allvarliga och dödliga skador vid olyckor med motordrivna tvåhjulingar. Att använda en hjälm kan motverka och minska antalet huvudskador när en krasch är oundviklig. Men dagens motorcykelhjälmar skyddar inte lika bra mot alla typer av huvudskador. Alla hjälmar som finns påden marknaden är idag designade, tillverkade och testade för att uppfylla vissa krav enligt olika hjälmstandarder. Nuvarande hjälmteststandarder bygger påatt hjälmen släpps rakt ner mot en islagsyta. I dagens standarder såmäter man endast den linjära accelerationen för att utvärdera hjälmens skyddande egenskaper. För att bli godkänd skall resultatet av linjära accelerationen ligga under 250-400G. Men verkliga huvudislag kan vara båda raka och sneda islag, vilket resulterar i både linjär- och rotationsacceleration. Olycksstatistik har visat att sneda islag är vanligare, i vilket huvudet utsätts för en tangentiell kraft och medför att huvudet roterar. Rotation ses som huvudorsaken till traumatisk hjärnskador, från milda skador såsom hjärnskakning till mer allvarliga skador som blödningar och diffus axonal skada. Därför finns ett stort behov att utveckla testmetoder som återskapar verkliga olyckor och ger en realistisk islagssituation. Det finns idag ett antal potentiella testmetoder för att testa hjälmar som utsätts för rotationsvåld. Det finns dock fortfarande ett antal frågor som behöver besvaras: i vilken hastighet och vinkel skall hjälmen testas; hur påverkar randvillkoren vid nacken huvudets kinematik vid ett yttre våld, till exempel fritt, delvis låst eller en experimentell nacke?
För att svara pådessa forskningsfrågor har både experimentella och numeriska metoder, såsom finita element (FE) metoden, använts i denna avhandling. Experimentella tester i olika testriggar användes dels för att utvärdera olika möjliga testmetoder för sneda islag, dels för att validera en FE modell av en motorcykelhjälm kopplat till ett krockdockehuvud. FE-modeller av den mänskliga kroppen med anatomisk korrekt struktur och materialegenskaper användes för att utvärdera hur människolikt dagens testmetoder är. Töjningar av hjärnan i en FE-huvudmodell, som uppstått pågrund av ett direkt islag eller tröghetskrafter, användes för att möjliggöra en direkt länk mellan mekaniskt våld och hjärnskada.
Den första studien i denna avhandling visade att dagens amerikanska och europeiska hjälmstandarder inte tar hänsyn till huvudets rotation i de raka islagen. De amerikanska hjälmstandarderna använder ett experimentellt huvud som faller fritt men kan inte rotera. Den europeiska standarder åandra sidan antar ett fritt fallande huvud som tillåter rotation, men rotationen mäts inte och utvärderas inte. Töjningen av hjärnvävnaden i en datormodell visade upp till 6,3 gånger såstora töjningar i den europeiska teststandarden där huvudet tillåts att rotera jämfört med den amerikanska teststandarden. I den andra studien utfördes 300 simuleringar för att förstå effekten av islagsvinkeln vid simulerade motorcykelolyckor. Resultaten indikerade att en 30°eller 45° islagsvinkel ger större belastning påhjärnvävnaden än andra islagsvinklar, dvs 15°, 60°och 75°. Den tredje studien visade att när en hjälm träffar marken såpåverkas hjälmens rörelse beroende påom den har en låg eller hög tangentiell hastighet (0-216 km/h). Hjälmens rörelse har en rullande och glidande rörelse beroende påislagshastighet vilket styr impulsen som förs över till huvudhjälmsystemet som i sin tur påverkar töjningarna i hjärnvävnaden. Det är därför önskvärt att testa hjälmar med hastigheter i både rullnings- och glidspektrumet. Den tangentiella hastigheten där rörelse övergick från rullande till glidande identifierades att vara 10,8m/s, i det studerade fallet där den normala hastigheten var 5,66m/s och friktionskoefficienten mellan hjälmens yttre skal och marken var 0,45. I den sista studien simulerades islagssituationer med och utan en experimentell nacke (Hybrid III) jämfört med humana datamodeller. Resultatet visade att huvudresponsen med den experimentella nacken visade sämre korrelation med humanmodellerna än simuleringar med enbart ett experimentellt huvud. I synnerhet var korrelationen av accelerationen mellan Hybrid III huvud-nacke dålig med humanmodellerna i axiell riktning och överpredikterade rotationshastigheten med upp till 75%. Men islag med endast huvudet har ocksåbegränsningar i interaktionen mellan haka och nacke samt interaktionen mellan hjälm och torso. Behovet av en mer människolik nacke är tydligt, i synnerhet i en axialkompressionslast av nacken.
Sammanfattningsvis har denna avhandling visat påmetoder för en logisk och objektiv beslutprocess samt gett viktig information i utformningen av framtida hjälmprovningsmetoder och hjälmstandarder. Avhandlingen har fokuserat påmotorcykelhjälmar men delar av resultaten kan ocksåappliceras påandra hjälmtyper.