面部碰撞对行人创伤性脑损伤影响的生物力学研究

羊 玢 曹立波 李 鹏 胡 敏 肖 峰 袁云康梅永存 Lee Heow Pueh

1 (湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙 410082)2(南京林业大学汽车与交通工程学院，南京 210037)3(新加坡国立大学机械工程系，新加坡 117576)

面部碰撞对行人创伤性脑损伤影响的生物力学研究

羊 玢1,2,3曹立波1*李 鹏2胡 敏2肖 峰2袁云康2梅永存2Lee Heow Pueh3

1(湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室，长沙 410082)2(南京林业大学汽车与交通工程学院，南京 210037)3(新加坡国立大学机械工程系，新加坡 117576)

为预测和评判行人面部碰撞对创伤性脑损伤机理及生物力学响应，结合计算机断层扫描(CT)和磁共振(MRI)医学成像技术，建立符合中国人体特征的50百分位头颈部几何模型和有限元模型。有限元模型中颅骨与脑之间的相对运动采用切向滑动边界条件，摩擦系数定义为0.2，模拟鼻骨斜碰撞、鼻外侧软骨正面碰撞、牙齿正面碰撞、下颌骨碰撞和颧骨外侧斜碰撞等5种典型面部碰撞交通事故场景，探讨应力波在颅骨和脑内传播路径，得到颅内压力、von Mises等效应力和剪切应力等生物力学响应参数分布规律。结果显示，鼻骨斜碰撞颅内压力峰值为236.7 kPa，von Mises应力为25.97 kPa，超过了大脑耐受阈值；颧骨外侧斜碰撞最大横向剪切应力分别为14.56 kPa和-18.07 kPa，促使脑组织产生了较大的剪切变形，存在严重脑损伤风险。结论表明：面部碰撞的位置和方向是导致面部骨折严重程度的关键因素，面骨骨折的位置决定创伤性脑损伤的部位，面骨骨折都带有一定程度的创伤性脑损伤；头部受到冲击时,面部结构能够吸收大量的冲击能量来保护大脑，降低颅脑损伤的风险。

头颈部；有限元模型；面部碰撞；创伤性脑损伤；损伤生物力学

引言

头颈部损伤因其较高的致命性，已成为交通事故中最严重的损伤类型。在美国，交通事故中头部损伤在所有损伤造成的死亡中占到68%[1]。我国头颈部损伤在交通事故伤害中也呈上升的趋势，行人遭受车祸构成交通事故死亡的主体，头部交通伤害则是导致死亡的主要原因。

面部损伤和创伤性脑损伤是当前头部有限元模型仿真研究的热点。由于在解剖学中面部骨骼和头骨非常接近，导致带有面部损伤的患者存在脑损伤的风险很高。Nyquist等进行了11具人类尸体的面部碰撞实验，但是只针对鼻骨处碰撞进行了研究[2]；Allsop等研究了颧骨和上颌骨的碰撞，获得了冲击力-位移曲线，并没有针对骨折类型进行分析报道[3]；马春生等建立人体下颌骨三维有限元模型，并将其与 Hybrid III 假人头部模型相连接，研究钝物撞击颌面时伤害机制[4]。现有的有限元头部模型面部结构过于简单，或者忽略了下颌骨和颅内组织，对面部碰撞与创伤性脑损伤的相关性研究具有一定的局限性。

本研究结合CT和MRI技术，建立符合中国人体特征的50百分位头颈部有限元模型，该模型具有详细的解剖学结构，细化了面颅结构，使用Nahum、Trosseille和Hardy等的经典实验数据进行了全面的有效性验证[5-7]。通过5种面部碰撞损伤方案分析，研究面部碰撞对创伤性脑损伤影响的生物力学响应，为研究中国人体头部损伤机理及损伤评判标准提供科学依据。同时，所构模型可为设计安全头盔、改善汽车碰撞假人尺寸等方面提供数据参考和理论基础。

1 方法

1.1 损伤类型及损伤机理

最严重的头部损伤是颅骨或者脑受到伤害。头部和面部等软组织损伤在机动车事故中比较常见，由此造成的损伤包括挫伤及撕裂伤。与行人有关的面骨骨折包括鼻骨骨折和上颌骨骨折。头骨的骨折分为颅底骨折和颅盖骨折，主要跟碰撞点的位置和方向有关[8]。

脑损伤在临床上分为弥散性脑损伤和局灶性脑损伤。最常见的弥散性脑损伤是轻微脑震荡，更严重的一种形式是脑震荡，对脑震荡的判断很大程度上依赖于脑组织是否受到伤害[9]。弥散性轴索损伤(diffuse axonal injury, DAI)主要指大脑半球中的神经轴索或者皮质下的白质破裂。局灶性脑损伤包括血肿和挫伤，其中挫伤是交通事故中头部撞击后最常见的一种损伤。一般来讲，同侧挫伤出现在被撞击位置，而对侧挫伤发生在撞击点相对的一侧，对侧挫伤被认为是比同侧挫伤更显著的损伤。

由于骨头具有韧性和脆性材料属性，为了区分面部骨折和颅骨骨折的范围，根据Mcelhaney等的研究将75 MPa的von Mises等效应力作为颅骨的屈服极限[10]。评判脑组织损伤的生物力学响应参数为颅内压力(ICP)、von Mises应力和剪切应力。颅脑组织损伤耐受限度见表1。

1.2 头颈部有限元模型

所采用的头颈部损伤生物力学模型由新加坡国立大学和南京林业大学共同开发完成。几何模型数据来自50百分位中国成年男性志愿者CT和MRI医学成像图片，通过网格划分和材料参数设置完成有限元模型的构建。模型总质量4.73 kg，描述了头颈部详细解剖学特征，包括头骨、面部骨骼、窦、大脑、小脑、大脑白质,灰质、脑室系统、中脑、脑干和脑脊液等结构[19]，如图1所示。

表1 颅脑损伤耐受限度Tab.1 Brain injury tolerance limit

图1 生物力学有限元模型Fig.1 Biomechanical finite element model

头颈有限元模型中颅骨与脑之间的相对运动采用切向滑动边界条件，摩擦系数定义为0.2，同时采用封闭边界条件下的正常硬接触压力来模拟。其他颅内组织、颅骨、软骨和牙齿之间的连接均采用网格固连(tie-constraints)的面面接触方式[20]。

有限元模型必须验证其生物逼真度，才能够用于车辆碰撞事故中人体动力学响应和致伤机制的研究。国外较早开始使用尸体进行头部损伤方面的实验研究，如Nahum等进行尸体头部碰撞实验测量颅内压力[5]；Trosseille等通过尸体碰撞实验测量颅内动力学响应[6]；Hardy等使用先进的高速X光摄影系统和微型传感器，获得头部冲击过程中颅脑相对运动的位移量[7]。头颈部有限元模型的验证基于这三组实验，通过模拟相同的实验条件，分析了颅内压力、颅内动力学响应以及颅脑相对位移等生物力学参数，并与实验数据对比分析。结果显示，构建的头颈部有限元模型具有较好的稳定性和和生物逼真度，能够正确反映碰撞过程中的生物力学响应，可用于碰撞过程中颅脑损伤评估等相关工作。

1.3 仿真分析模型

基于验证过的头颈有限元模型，模拟5种典型的面部碰撞场景，如表2所示。碰撞条件根据Cormier等的尸体实验设定，冲击器为一个3.2 kg圆柱形刚体，直径为28.66 mm，冲击速度为2.5 m/s，平均碰撞能为10 J[21]。碰撞模拟中，在C7椎体下表面的节点上施加固定边界条件，实现颈部伸缩和弯曲的模拟。

表2 分析方案

Tab.2 Analytical scheme

2 结果

2.1 应力波传播与面部骨折

图2 人体头部应力波传播情况(仿真时间t=0, 0.4, 1.6, 2.6, 3.6 ms，每行从左至右)。(a)方案1；(b)方案2；(c)方案3；(d)方案4；(e)方案5Fig.2 Stress wave propagation of human head (Simulation time t=0, 0.4, 1.6, 2.6, 3.6 ms, from left to right in every line). (a) Scheme 1; (b) Scheme 2; (c) Scheme 3; (d) Scheme 4; (e) Scheme 5

通过仿真模拟，得到5种面部模拟碰撞情况下，应力波在大脑的传播情况见图2。由图2可知，方案1中，应力波先是集中在撞击位置，然后由前鼻骨向颅内延伸，大约1.6 ms后，穿过犁骨，传播到蝶骨和枕骨大孔，最终到达颈部。由于C7椎体固定边界条件，在下颈部产生局部应力集中，根据断裂理论介绍的75 MPa的von Mises屈服准则[10]，在鼻骨周围存在骨折风险。方案2中，应力波通过上外侧软骨、后鼻骨和额骨，从下外侧软骨到达蝶骨。根据von Mises应力分布，鼻外侧区和前鼻骨区域存在骨折风险。方案3中，应力波从高密度的门牙开始传播，一部分沿梨状孔迅速通过上颌牙槽骨、犁骨和上颌骨腭突，到达蝶骨区域。另一部分上行传播至额骨，导致上颌骨处的von Mises应力最大，数值为203.66 MPa，可能引起上颚牙槽突的Le Fort I型骨折，枕骨大孔和下颈部出现局部应力集中。方案4中，应力波通过下颌骨双侧升支和下颌弓，沿颧弓传播到颧骨，如果上颌和下颌牙齿相互接触，应力波还会通过梨骨和鼻中隔软骨等向额骨传播。持续的冲击力发生在偏离重心的部位，导致颅骨受到围绕寰枕关节剧烈的转动加速度，提高了枕骨大孔的应力水平，这种颅骨和脑之间的相对旋转运动有助于大脑前叶的应力集中。下颌升支和下颌体处应力峰值为209.55 MPa，容易引起筛骨筛板的Le Fort III型骨折，此外，容易发生骨折的高应力区有下颌骨喙突、下颌切迹、下颌髁以及双侧骨鼻等。方案5中，应力波主要通过上颌腭和上颌窦向蝶骨传播，颧骨处最大应力为244.69 MPa，而且在颧骨额突、上颌骨和颧眶表面呈现局部应力集中，导致头骨额区和大脑额叶之间较大的相对位移，应力集中在大脑前额叶和右侧颞叶处，随后向枕叶传播。以上方案中由于碰撞产生的骨折都可能带有一定的创伤性脑损伤，具体如表3所示。

表3 颅骨骨折和创伤性脑损伤风险Tab.3 Skull fracture and traumatic brain injury risk

2.2 颅脑损伤

2.2.1 颅内压力

Ward等研究指出，颅内压力大于235 kPa时，会导致严重伤害；在173～235 kPa之间，会产生中度损伤；低于173 kPa，产生轻微或无损伤[11]。如图3所示，在所有的碰撞方案中，对鼻骨的正面斜碰撞(方案1)是最严重的，它的峰值压力Pmax=236.7 kPa，超过了大脑的耐受阈值，会导致严重的脑损伤。其次是对颧骨和下颌骨的碰撞(方案4和方案5)，它的最高颅内压力集中在额叶和颞叶处，峰值压力分别为Pmax=183.9和186.7 kPa，存在脑挫裂伤风险。其他在外侧软骨和牙齿处的碰撞(方案2和方案3)产生的颅内峰值压力分别为Pmax=101.4和161.8 kPa，存在脑挫裂伤风险。方案5颧骨外侧斜碰撞，碰撞侧右颞叶呈现正压力，碰撞对侧左颞叶呈现负压力，但最大压力并没有出现在碰撞侧及碰撞对侧，而出现在右颞叶下部，存在严重脑挫裂伤风险。

2.2.2 von Mises等效应力

Willinger等的研究指出，当颅内von Mises等效应力在15～20 kPa之间，会导致脑震荡[16]，而当颅内von Mises等效应力达到26 kPa，会导致严重的轴索损伤[18]。如图4所示，最大的von Mises应力出现在额叶和颞叶区域。其中鼻骨斜碰撞(方案1)是最严重的，在碰撞接触后的3.6 ms时刻，等效应力达到σmax=25.97 kPa(见图5)，存在轴索损伤风险。其次是颧骨外侧斜碰撞(方案5)，von Mises应力峰值为σmax=21.52 kPa，超过了轻度创伤性脑损伤的耐受限度[15]。其中鼻外侧软骨受到正面碰撞(方案2)，产生的最大von Mises应力为σmax=5.72 kPa，导致局部挫伤的风险很大[14]。下颌骨和牙齿的碰撞(方案3和方案4)最大von Mises应力分别为σmax=13.52和18.16 kPa，都存在中度神经病变风险[17]。

图4 von Mises应力分布。(a)方案1；(b)方案2；(c)方案3；(d)方案4；(e)方案5Fig.4 von Mises stress distribution. (a) Scheme 1; (b) Scheme 2; (c) Scheme 3; (d) Scheme 4; (e) Scheme 5

图5 方案1von Mises等效应力-时间曲线(额叶和颞叶交界处)Fig.5 The curve of the von Mises stress in scheme 1 (The junction of the frontal and temporal lobe)

2.2.3 剪切应力

Kang等的研究指出，剪切应力在11～16.5 kPa之间时，会产生严重脑损伤[12]。Anderson等认为剪切应力在8～16 kPa之间时，会产生中度轴索损伤[13]。 如图6所示，颧骨外侧碰撞(方案5)产生了横向的最大剪切应力，大小分别τ12,max=14.56 kPa和-18.07 kPa，促使脑组织产生了较大的剪切变形，存在严重脑损伤风险。除了方案2，方案1、方案3和方案4都可能导致轻度创伤性脑损伤或轻度弥漫性轴索损伤(DAI)。

图6 剪切应力分布。(a)方案1；(b)方案2；(c)方案3；(d)方案4；(e)方案5Fig.6 Shear stress distribution. (a) Scheme 1; (b) Scheme 2; (c) Scheme 3; (d) Scheme 4; (e) Scheme 5

3 讨论

颅骨与脑组织的相对运动描述是冲击性脑损伤致伤机制的重要组成部分，可以解释多种类型的脑组织损伤，如何描述这种效果一直是颅脑有限元模型研究的重点。既往的有限元模型在模拟颅脑交界面时主要有3种方式，较多模型[22-23]用相同节点代表颅骨和脑两种结构，这种方法能较好的模拟压力梯度分布，但是难以描述颅脑界面的相对运动；大部分有限元模型[24-25]将脑脊液层定义为低剪切模量的薄层材料，但此方法易出现计算不能收敛的情况；第3种方式采用接触算法模拟颅骨与脑之间的运动，本模型主要采用接触算法中的滑动可分离方式模拟颅骨与脑之间的运动，摩擦系数定义为0.2。

面部碰撞产生应力波且应力波在颅骨和脑内传播，不仅引发各种面部骨折，而且对颅内组织创伤性损伤的致伤机制有重要的临床意义。本研究表明，大量脑损伤由鼻骨斜碰撞引起，尽管碰撞接触载荷并没有直接作用在脑部，可能由于面骨中部结构直接将作用力传递到脑组织。然而，通过仔细检查应力波传递过程，发现应力波穿过额窦之前，前部额叶出现了应力集中。这说明接触载荷可能导致大脑表面产生相对于颅骨内表面的运动，这种相对运动导致大脑表面挫伤，主要是因为颅骨内部结构造成：颅骨内表面凹凸不平，前面骨脊锐利，而且存在锐利的大小脑幕。所以，临床中相同的条件下，鼻骨斜碰撞导致的脑损伤较为严重。

研究发现大部分面部碰撞方案中，犁骨筛区域von Mises应力明显升高，与临床经验完全符合。根据Aykan等和Razavi等的研究成果，位于鼻中隔软骨后面的犁骨筛区域是鼻创伤最常见的骨折之一[26-27]。可能由于应力传播的焦点位于面中部骨骼结构，冲击能量消散在筛骨窦的“吸能溃缩区”，降低了颅脑损伤的风险。

4 结论

本研究以CT和MRI数据为依据，建立了一个50百分位人体头颈部有限元模型。模型真实地反映了人体头颈部解剖学结构及几何尺寸等特征。模拟了5种典型面部碰撞交通事故场景，获得颅内压力、von Mises综合应力和剪切应力等生物力学响应参数分布规律。得出面部碰撞的位置和方向是导致面部骨折部位和严重程度的关键因素，也决定脑损伤的部位和严重程度，面部外伤中的骨折在一定程度上都与脑损伤有关。面部受到冲击时，面部结构能够吸收大量的冲击能量来保护大脑，尤其是鼻侧软骨的正面碰撞，因为它具有较少的刚性结构，能够通过变形和断裂来吸收冲击的能量，从而最大限度的降低颅脑损伤的风险。本研究建立的有限元模型具有较好的生物逼真度，能够正确反映在碰撞过程中颅内生物力学响应，考虑面部碰撞损伤的研究工作对于临床颅脑损伤的诊断和治疗有较好的参考价值。

[1] Marin JR, Weaver MD, Yealy DM, et al. Trends in visits for traumatic brain injury to emergency departments in the United States [J]. Journal of the American Medical Association, 2014, 311(18): 1917-1919.

[2] Nyquist GW, Cavanaugh JM, Goldberg SJ, et al. Facial impact tolerance and response [C] //Proceeding of 30th Stapp Car Crash Conference. San Diego: SAE International Society of Automotive Engineers, 1986: 733-754.

[3] Allsop DL, Warner CY, Wille MG, et al. Facial impact response-a comparison of the Hybrid III dummy and human cadaver [C] //Proceeding of 32nd Stapp Car Crash Conference. Atlanta: SAE International Society of Automotive Engineers, 1988: 781-797.

[4] 马春生, 张海钟, 杜汇良, 等．具有解剖基下颌的人体头部有限元模型的建立[J]．生物医学工程学杂志, 2005, 22(1): 53-56．

[5] Nahum A, Smith R, Ward C. Intracranial pressure dynamics during head impact [C] //Proceedings of the 21st Stapp Car Crash Conference. Warrendale: SAE International Society of Automotive Engineers, 1977: 339-366.

[6] Trosseille X, Tarriere C, Lavaste F, et al. Development of a FEM of the human head according to a specific test protocol [C] //Proceeding of 36th Stapp Car Crash Conference. Seattle: SAE International Society of Automotive Engineers, 1992: 235-253.

[7] Hardy WN, Mason MJ, Foster CD, et al. A study of the response of the human cadaver head to impact [J]. Stapp Car Crash Journal, 2007, 51: 17-80.

[8] Schmitt KU, Niederer PF, Muser MH, et al. 曹立波, 白中浩, 蒋彬辉, 等译. 汽车与运动损伤生物力学[M].北京: 机械工业出版社, 2012: 44-48.

[9] Melvin J, Lighthall J. Brain injury biomechanics, in accidental injury-biomechanics and prevention [M]//Brain Injury Biomechanics. New York: Springer Verlag, 2002: 87-94.

[10] Mcelhaney JH, Fogle JL, Melvin JW, et al. Mechanical properties on cranial bone [J]. Journal of Biomechanics, 1970, 3(5): 495-511.

[11] Ward CC, Chan M, Nahum AM. Intracranial pressure-a brain injury criterion [C] //Proceeding of 24th Stapp Car Crash Conference. Warrendale: SAE International Society of Automotive Engineers, 1980: 347-360.

[12] Kang HS, Willinger R, Diaw BM, et al. Modeling of the human head under impact conditions: a parametric study [C] //Proceeding of 41st Stapp Car Crash Conference. Lake Buena Vista: SAE International Society of Automotive Engineers, 1997: 315-328.

[13] Anderson RWG， Brown CJ, Blumbergs PC, et al. Mechanisms of axonal injury: an experimental and numerical study of a sheep model of head impact [C] // Proceedings of International IRCOBI Conference on the Biomechanics of Impacts. Sitges: International Research Council on Biomechanics of Injury, 1999: 107-120.

[14] Miller RT, Margulies SS, Leoni M, et al. Finite element modeling approaches for predicting injury in an experimental model of severe diffuse axonal injury [C] //Proceeding of 42nd Stapp Car Crash Conference. Tempe: SAE International Society of Automotive Engineers, 1998: 155-166.

[15] Newman J, Barr C, Beusenberg M, et al. A new biomechanical assessment of mild traumatic brain injury-Part 2 - Results and conclusions [C] //Proceeding of International IRCOBI Conference on the Biomechanics of Impacts. Montpellier: International Research Council on Biomechanics of Injury, 2000: 223-233.

[16] Willinger R, Baumgartner D. Human head tolerance limits to specific injury mechanisms [J]. International Journal of Crashworthiness, 2003, 8(6): 605-617.

[17] Baumgartner D, Willinger R. Numerical modeling of the human head under impact: new injury mechanisms and tolerance limits [C] // Gilchrist MD. IUTAM Symposium on Impact Biomechanics: From Fundamental Insights to Applications. Amsterdam: Springer Netherlands, 2005: 195-203.

[18] Deck C, Willinger R. Improved head injury criteria based on head FE model [J]. International Journal of Crashworthiness, 2008, 13(6): 667-678.

[19] Tse KM, Tan LB, Lee SJ, et al. Development and validation of two subject-specific finite element models of human head against three cadaveric experiments [J]. International Journal for Numerical Methods in Biomedical Engineering, 2013, 30(3): 397-415.

[20] Ward C, Thompson R. The development of a detailed finite element brain model [C] //Proceeding of 19th Stapp Car Crash Conference. San Diego: SAE International Society of Automotive Engineers, 1974: 641-674.

[21] Cormier J, Manoogian S, Bisplinghoff J, et al. The tolerance of the frontal bone to blunt impact [J]. Journal of Biomechanical Engineering, 2011, 133(2): 1-7.

[22] Kim DS, Kong MH, Jang SY, et al. The usefulness of brain magnetic resonance imaging with mild head injury and the negative finding of brain computed tomography [J]. Journal of Korean Neurosurgical Society, 2013, 54(2): 100-106.

[23] Thoeny HC, De Keyzer F, King AD. Diffusion-weighted MR imaging in the head and neck [J]. Radiology, 2012, 263(1): 19-32.

[24] De Lanerolle NC, Bandak F, Kang DW. Characteristics of an explosive blast-induced brain injury in an experimental modal [J]. Journal of Neuropathology and Experimental, 2011, 70(11): 1046-1057.

[25] 许伟．车辆碰撞事故中头部生物力学响应和损伤机理分析[D]. 长沙: 湖南大学, 2007.

[26] Aykan A, Guzey S, Avsar S, et al. Neodymium magnet injury causing nasal fracture: a case report [J]. Journal of Trauma & Emergency Surgery, 2015, 21(3): 231-234.

[27] Razavi A, Farboud A, Skinner R, et al. Practice pointer acute nasal injury [J]. British Medical Journal, 2014, 349(4): g6537-g6537.

Biomechanical Study of the Facial Impact on Pedestrian Traumatic Brain Injury (TBI)

Yang Bin1,2,3Cao Libo1Li Peng2Hu Min2Xiao Feng2Yuan Yunkang2Mei Yongcun2Lee Heowpueh3

1(StateKeyLaboratoryofAdvancedDesignandManufactureforVehicleBody,HunanUniversity,Changsha410082,China)2(CollegeofAutomobileandTrafficEngineering,NanjingForestryUniversity,Nanjing210037,China)3(DepartmentofMechanicalEngineering,NationalUniversityofSingapore,Singapore117576,Singapore)

The aim of this work is to predict and evaluate the injury mechanism and biomechanical response of the facial impact on pedestrian traumatic brain injury. With the combination of computed tomography (CT) and magnetic resonance imaging (MRI), both geometric and finite element (FE) models for human head-neck were developed based on Chinese head-neck anatomic structure. Both the skull and the brain interface were modeled as a contact pair with a tangential sliding boundary condition with the coefficient of friction of 0.2. Five typical cases of facial traffic accidents were simulated, including frontal oblique impact on the nasal bone, frontal impact on lateral cartilage on the nasal tip, frontal impact on teeth, base impact on mandible and lateral oblique impact on zygomatic bone. Also, investigation of the association of the TBI with its mechanisms following facial trauma was conducted, with the individual stress wave propagation paths to the intracranial contents through the facial and cranial skeleton being discussed thoroughly. Intracranial pressure, von Mises stress and shear stress distribution were achieved. It was indicated that the frontal oblique impact on the nasal bone was the most severe with peak pressure of 236.7 kPa and maximum von Mises stress of 25.97 kPa comparable to the brain tolerance threshold. It was shown that the lateral oblique impact on zygomaticomaxillary bone produces the highest shear stresses of 14.56 kPa and -18.07 kPa in left-right direction while the base impacts on the mandible cause the brain tissues to shear tremendously, which indicates a risk of severe TBI. It was proved the site and direction of facial impact played a key role in determining the severity of facial fracture and location of facial bone fracture, which in turns influence those of TBI, facial fracture has a certain degree of traumatic brain injury. The facial structure dissipated the impact energy to protect the brain in its most natural way and reduce the risk of TBI.

head-neck; finite element model; facial impact; traumatic brain injury; injury mechanism

10.3969/j.issn.0258-8021. 2016. 01.008

2015-08-21， 录用日期:2015-10-08

国家自然科学基金(11172099)；湖南大学汽车车身先进设计制造国家重点实验室基金(31415008)；中国博士后科学基金(2015M572243)；江苏省自然科学基金(BK20130981)

U461.91

A

0258-8021(2016) 01-0063-08

*通信作者(Corresponding author)， E-mail:hdclb@163.com