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Motivation
L'objectif cardinal de Split couplé - Hopkinson Pression Bar (SHPB) expérience / modélisation par éléments finis de biomatériaux mous (tels que le cerveau, le foie, les tendons, graisses, etc.) était d'extraire leurs comportements mécaniques uniaxiaux pour poursuite de l'application dans le corps humain FE simulations sous charges mécaniques dommageables. Le éléments finis (EF) modèle de corps humain est constitué d'un maillage du corps humain détaillée et une personne à charge Etat interne modèle variable (ISV) matériau viscoélastique histoire multi-échelle-viscoplastique pour divers organes humains. Ce modèle de corps humain peut être utilisé pour un cadre de construire de meilleures normes de protection des blessures, de concevoir un équipement de protection innovante, et de permettre la conception des véhicules centrée occupant.
Deux modes de blessures à haut débit ont été largement observée dans les traumatismes humaine: explosion explosive et l'impact contondant. dommages Blast from armement explosive est la principale source de traumatic blessures (TI) et la principale cause de la mort sur le champ de bataille 1. Lorsqu'elle explose, ces explosifs forment une onde de choc se propageant vers l'extérieur qui produit de grandes et brusques accélérations et des déformations. Les charges résultant posent de graves menaces pour les personnes exposées. Bien que toute une partie de l'anatomie peut être blessé par des ondes de choc, les principaux domaines de préoccupation sont (1) l'extrémité inférieure en raison de sa proximité avec le sol, et (2) de la tête depuis blessures peuvent inhiber la fonction cérébrale normale et la survie 2 , 3. Ces blessures peuvent être classés comme des blessures primaires, secondaires ou tertiaires en fonction du type de préjudice subi. Étant donné que la force d'un explosif est caractérisé par son poids ou de la taille, de la distance d'écartement, la durée d'impulsion positive, et moyen par lequel il se déplace, il peut être difficile de classer correctement ces blessures 3-6. Congrès rapports indiquent que les militaires ont subi près de 179 000 lésions traumatiques dues à explosiveArmement et véhicules accidents en Irak et en Afghanistan de 2000 à Mars 2010 2. En raison de la nature et les lieux du combat moderne, blessures à la tête sont une préoccupation majeure pour les deux civils 3 et militaires.
Mis à part les scénarios de combat, TI a une variété de causes, y compris le traumatisme de l'automobile; rodéo, de moto et les accidents domestiques; et les blessures sportives. Par exemple, malgré les améliorations apportées à l'équipement et les protocoles de sécurité, induit mécaniquement une lésion cérébrale traumatique (TBI) continue d'être une source majeure de mortalité et de morbidité permanente aux États-Unis Le Center for Disease Control and Prevention (CDC) rapporte environ 1,4 millions d'événements TBI chacun année, dont près de 50 000 sont mortels. Football américain représente à lui seul plus de 300.000 TCC chaque année 7. Les survivants de ces blessures sont à risque de complications neurologiques à long terme liés à la sensation, la cognition et la communication. A ce moment, il ya environ5,3 millions d'Américains qui vivent avec ces inconvénients chroniques et handicapées. Les coûts médicaux directs et indirects des États-Unis de 2000 à 2010 ont totalisé $ 60000000000 8. Toutefois, ces chiffres ne tiennent pas compte des coûts et des pertes non-médicaux, ou ceux exposés par les familles et les amis appui patients traumatisés crâniens. Au-delà de l'analyse purement économique, le handicap TBI-induite crée une réduction significative de la qualité de vie qui peut se manifester comme un fardeau considérable sur les familles et la société.
La nécessité d'une meilleure compréhension de la formation, la caractérisation et la prévention de la TI est clair. Des études biomécaniques des mécanismes sous-jacents qui causent TI donnent un aperçu et la possibilité de réduire l'exposition ou d'améliorer les dispositifs de sécurité pour les personnes à risque potentiel pour la TI. En outre, plus de la promotion de la compréhension générale de la formation TI peut améliorer les méthodes et critères de diagnostic, de fournir aux professionnels de la santé qui traitent les TI avec de meilleurs moyens d'améliorer les résultatss et sauver des vies.
Une meilleure connaissance des mécanismes de blessure et une meilleure compréhension de la biomécanique du développement des blessures sont nécessaires pour développer des mesures de protection efficaces pour le corps humain. Historiquement, les simulations visant à prédire les blessures ont été entravées par des restrictions de calcul ainsi que la fidélité de l'anatomie et des modèles de matériaux employés. Simulations du corps entier ont porté sur les charges globales sur chaque partie du corps, mais le locale contraintes, déformations et des dommages dans chaque organe, muscle, os, etc. n'a pas été observée. Par exemple, les modèles du moment de l'épaule utilisent les dimensions du bras, de la charge, et l'angle appliqué à rechercher des valeurs tabulaires qui spécifient si ou non un scénario particulier est dangereux. Un calcul de cette nature est utile pour les estimations rapides, mais ne peut pas capturer ce qui se passe localement à partir de la main tout le chemin à l'épaule, en particulier lorsque des dommages sont intrinsèquement locale. Deuxièmement, FE simulations ont été utilisées pour capturer la réponse locale. La limitation de ces efforts n'a pas été FEA lui-même, mais les modèles de matériaux qui définissent le comportement de chaque partie du corps sous des charges de blessures de souffle. Modèles de matériaux précédemment utilisés sont adaptés à partir de matériaux simples et ne cherchent pas à saisir la myriade de comportements mécaniques complexes exposées par les tissus biologiques. Par conséquent, haute fidélité des modèles informatiques avec des modèles de matériaux ISV pour les organes dans le corps humain représentent le moyen le plus réaliste d'enquêter sur la physique et de la biomécanique des IT, de concevoir un équipement de protection innovant, et d'établir de meilleures normes pour les métriques de blessures.
Contexte de Split-Hopkinson Pression Bar (SHPB) et Variable Etat interne (ISV) Matériel Modèle
En raison de problèmes éthiques liés aux tests in vivo des organes humains et les problèmes logistiques associés aux tests de cadavre humain à grande échelle, l'curreffort de recherche ent implique expériences mécaniques in vitro utilisant des échantillons préparés à partir d'organes extraits de substituts d'origine animale (par exemple, le porc comme un substitut plus souvent utilisé). Polymère SHPB a été la méthode préférée pour essais in vitro biomatériaux mous à hautes vitesses de déformation. Les comportements de déformation pertinents des essais et les informations relatives SHPB de dommages des tissus correspondant aux caractéristiques de la microstructure du tissu sont incorporés dans nos modèles de matériaux ISV pour les descriptions mécaniques organes 9-10. Ces modèles de matériaux sont ensuite mises en œuvre dans notre modèle de corps humain virtuel pour mener FEA de diverses blessures. Ce processus nous permet de progresser vers l'objectif de prédire avec précision la physique et de la nature d'une blessure pour un organe donné dans diverses conditions de chargement mécaniques (par exemple haut-induite, accident de voiture et l'impact contondant) sans la nécessité de poursuivre l'expérimentation physique. Afin de décrire avec précision til phénoménologique propriétés mécaniques, en particulier le plus élevé de dépendance niveau la vitesse de déformation, des biomatériaux utilisés dans les simulations FE du corps humain, des expériences ont été réalisées sur SHPB les biomatériaux pour obtenir des réponses mécaniques dynamiques à taux de contrainte relatives à TIS humaine. Un aperçu de la configuration SHPB au Centre pour les systèmes véhiculaires avancée (CAVS), Mississippi State University (MSU) est présentée dans la figure 1.
Des études antérieures ont montré que les tests SHPB a trois défauts majeurs qui lui sont associés 12 à 18. Le premier et le plus important est l'effet d'un matériau inertielle, qui se manifeste dans la vitesse de déformation élevée réponse mécanique d'un échantillon de biomatériaux comme un pic initial. Afin de surmonter ce problème, les efforts de recherche antérieurs ont suggéré de modifier la géométrie de l'échantillon de forme cylindrique à cubiques ou de forme annulaire. Les comportements mécaniques résultantes de ces études étaient différents from les uns des autres en raison de la géométrie de l'éprouvette a affecté la propagation des ondes, les interactions d'ondes, et la réponse mécanique. Ce type de modification de la géométrie de l'éprouvette a conduit à des représentations erronées de la réponse mécanique (multiaxial et non uniforme état de contrainte) du biomatériau. La seconde faille majeure a été l'incapacité à maintenir l'équilibre de force dynamique lors d'un test. Les chercheurs ont surmonté ce problème en réduisant l'échantillon rapport épaisseur sur diamètre et / ou de congélation du tissu avant le test. Tout en réduisant l'échantillon rapport épaisseur-diamètre a abordé la question de l'équilibre de force dynamique, la congélation du tissu complique encore la procédure de test car il a changé les propriétés des matériaux due à la cristallisation de l'eau présente dans le tissu. Un certain nombre d'études complètement abandonné l'SHPB pour éviter l'défauts mentionnés ci-dessus et utilisé des tubes de choc pour obtenir le temps de réponse de pression dans divers modèles animaux (rats, porcs, etc.). Toutefois, ceux-ci uniMAL modèles ne donnent pas unidimensionnels uniaxiaux comportements nécessaires pour les modèles de matériaux utilisés dans les simulations FE contrainte-déformation. La troisième faille est l'échec de la SHPB pour donner unidimensionnels résultats contrainte-déformation en raison de l'échantillon fonçant en raison de la douceur matériel et la quantité d'eau contenue dans l'échantillon.
Par conséquent, la présente SHPB un appareil d'essai adéquate pour recueillir les données de fréquence élevée de contrainte. Pour les matériaux tendres, cependant, le gonflement SHPB induit qui produit un état de contrainte tridimensionnel principalement de la pression hydrostatique, mais les données une contrainte-déformation dimensionnelle est souhaitée. Nous montrons ici comment on peut toujours utiliser le SHPB de recueillir l'uniaxiale courbe unidimensionnelle vraie contrainte-déformation pour le calibrage de modèle de matériau; Toutefois, le processus impliqué dans l'obtention de la vraie courbe de traction uniaxiale est compliquée. Ce procédé inclut les multi-axiales des données expérimentales et les résultats de simulation FE, et il nécessite un réétalonnage de itératifles constantes du modèle de matériau. La mise en œuvre unidimensionnelle du modèle de matériau ISV dans MATLAB, également connu sous le simulateur de point matériel, nécessite des données expérimentales unidimensionnelles pour l'étalonnage. Donc, le modèle de matériau ISV a été optimisée en utilisant un procédé d'étalonnage systématique. Ici, les données expérimentales de tests de SHPB a été pris en compte dans le cadre de la formulation de la théorie des ondes et de l'équilibre de force dynamique (MSU Software High Rate). Afin de tenir compte de la dispersion viscoélastique du SHPB polymère, équations de dispersion viscoélastiques, tel que rapporté par Zhao et al. (2007), ont été mis en œuvre dans MSU Software High Rate. Les équations de dispersion viscoélastiques ont aidé à assurer l'équilibre de force dynamique lors des tests. Le simulateur de point matériel unidimensionnelle a ensuite été ajusté dans le cadre d'une expérience-FE méthodologie de modélisation couple jusqu'à ce que les deux processus ont été considérés comme suffisamment compatibles, qui est, les données de tous les deux étaient en bon accord. Ces données étaientutilisée pour ajuster les constantes de matériau de modèle en comparant ISV (à une dimension) de la réponse mécanique simulateur de réponse de matériel et MATLAB (à une dimension) Spécimen contrainte médiane du modèle FE SHPB. Voici la composante de contrainte de l'échantillon du modèle FE est le long de la direction de chargement d'onde. Ensuite, le comportement tridimensionnel du modèle FE spécimen a été étalonné de manière itérative en effectuant des simulations FE et le réglage des constantes ISV de sorte que la direction de chargement de volume tension moyennée bien corrélée avec la vraie réponse de contrainte-déformation expérimentale. Ainsi, un processus d'optimisation itératif entre les données expérimentales, les résultats FE, et unidimensionnelle modèle de matériau ISV a été réalisée. Le tableau 1 donne un résumé des variables du modèle de matériau ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.
L'élément le plus important de cette méthode est l'obtention de la réponse mécanique à une dimension du biomatériau et ses paramètres matérielspour le modèle de matériau ISV, qui contourne les questions relatives aux tests de SHPB de l'état-stress non-uniformité. Il sépare également la réponse non linéaire initiale du biomatériau résultant d'effets d'inertie et rend une réponse mécanique qui est intrinsèque au matériau. La méthodologie couplé a également montré que d'un changement dans la géométrie de l'éprouvette change complètement la valeur problème Boundary (BVP) et la direction de chargement vraie contrainte-déformation de l'échantillon. En tant que tel, la méthodologie susmentionnée peut être utilisé avec n'importe quel modèle de matériau (phénoménologique ou microstructure-base) pour l'étalonnage, puis en simulant les comportements de vitesse de déformation élevé d'organes humains sous des charges mécaniques dommageables.