$$\rightleftharpoonup{xx}$$
$$\longleftharp{xx}$$,
$$\longrightharp{xx}$$,
Motivazione
L'obiettivo cardinale della Spalato accoppiato - Hopkinson Pressure Bar (SHPB) esperimento / modellazione agli elementi finiti di biomateriali molli (come il cervello, il fegato, tendine, grasso, ecc) è stato di estrarre i loro comportamenti meccanici monoassiali per l'ulteriore attuazione nel corpo umano FE simulazioni in carichi meccanici dannosi. Il corpo umano Elementi Finiti (FE) il modello è costituito da una maglia corpo umano dettagliato e un dipendente viscoelastica-viscoplastico Stato interno Modello di variabile (ISV) materiale multiscala storia di vari organi umani. Questo modello corpo umano può essere utilizzato per un framework per costruire gli standard migliori per protezione di lesioni, per la progettazione di dispositivi di protezione innovative, e per consentire occupante disegno veicolare centric.
Due modalità di lesione alto tasso sono stati ampiamente osservati nel trauma umano: esplosione esplosivo e l'impatto brusco. Danni Blast da armi esplosivo è la fonte primaria di traumatilesioni c (TI) e la principale causa di morte sul campo di battaglia 1. Quando esplodere, questi esplosivi formano un onda d'urto esteriore di moltiplicazione che produce grandi e improvvise accelerazioni e deformazioni. I carichi risultanti costituiscono una grave minaccia per le persone esposte. Anche se qualsiasi parte del corpo può essere ferito da onde d'urto, le aree principali di interesse sono (1) l'estremità inferiore a causa della sua vicinanza alla terra, e (2) la testa da lesioni possono inibire la funzione del cervello normale e la sopravvivenza 2 , 3. Queste lesioni possono essere classificati come lesioni primarie, secondarie, terziarie o seconda del tipo di danno subito. Poiché la forza di un esplosivo è caratterizzata dal suo peso o dimensioni, la distanza standoff, durata dell'impulso positivo e mezzo attraverso il quale viaggia, può risultare difficile classificare adeguatamente queste lesioni 3-6. Rapporti del Congresso indicano che il personale militare hanno subito quasi 179.000 lesioni traumatiche dovute a esplosivoarmi e veicoli arresti in Iraq e in Afghanistan dal 2000 al marzo 2010 2. A causa della natura e le posizioni di combattimento moderno, lesioni alla testa sono una preoccupazione importante sia per la popolazione civile 3 militari.
Oltre a scenari di combattimento, TI ha una varietà di cause, tra cui un trauma automobilistico; rodeo, moto e incidenti domestici; e lesioni sportive. Traumi cerebrali, per esempio, nonostante i miglioramenti alle attrezzature di sicurezza e protocolli, indotta meccanicamente (TBI) continua ad essere una delle principali fonti di mortalità e morbilità per tutta la vita negli Stati Uniti Il Centro per il Controllo e la Prevenzione delle Malattie (CDC) riporta circa 1,4 milioni di eventi TBI ciascuno anno, di cui quasi 50.000 sono fatali. Football americano da solo rappresenta più di 300.000 TBIs ogni anno 7. Superstiti di tali lesioni sono a rischio di complicazioni neurologiche a lungo termine relativi alla sensazione, cognizione e comunicazione. In questo momento ci sono circa5,3 milioni di americani che vivono con questi svantaggi croniche e disabilità. Stati Uniti le spese mediche dirette e indirette 2000-2010 ammontano 60 miliardi dollari 8. Tuttavia, questi numeri non tengono conto dei costi e delle perdite non medici, o quelle sostenute dalle famiglie e gli amici che sostengono pazienti con trauma cranico. Al di là di analisi puramente economica, disabilità TBI indotta genera una significativa riduzione della qualità della vita che può manifestarsi come un onere significativo per le famiglie e la società.
La necessità di una maggiore comprensione della formazione, la caratterizzazione e la prevenzione di TI è chiaro. Studi biomeccanici dei meccanismi di base che causano TI forniscono informazioni e la possibilità di ridurre l'esposizione o migliorare le caratteristiche di sicurezza per i soggetti a rischio potenziale per TI. Inoltre, maggiore avanzamento della comprensione generale della formazione TI può migliorare i metodi e criteri diagnostici, fornendo i medici che trattano TI con migliori mezzi per migliorare il risultatos e salvare vite umane.
La conoscenza dei meccanismi di lesione e una migliore comprensione della biomeccanica sviluppo lesioni sono necessari per sviluppare misure protettive efficaci per il corpo umano. Storicamente, le simulazioni volte a lesioni previsione sono stati ostacolati dalle restrizioni computazionali così come la fedeltà del anatomica e modelli di materiale impiegato. Simulazioni di corpo pieno si sono concentrati sui carichi complessivi su ogni parte del corpo, ma il locale di stress, tensione e danni in ogni organo, muscolo, osso, ecc non è stata osservata. Ad esempio, i modelli di momento spalla utilizzano le dimensioni del braccio, il carico, e l'angolo richiesto per cercare i valori tabellari che specificano se un particolare scenario è pericoloso. Un calcolo del genere è utile per le stime rapide, ma non in grado di catturare ciò che sta accadendo a livello locale dalla mano fino alla spalla, soprattutto quando i danni e lesioni sono intrinsecamente locale. In secondo luogo, FE simulations sono stati utilizzati per catturare la risposta locale. La limitazione in questi sforzi non è stato FEA sé, ma i modelli di materiale che definiscono il comportamento di ogni parte del corpo con carichi lesioni esplosione. Modelli di materiali precedentemente impiegati sono adattati con materiali semplici e non hanno cercato di catturare la miriade di complessi comportamenti meccanici esibiti dai tessuti biologici. Pertanto, ad alta fedeltà modelli computazionali con modelli di materiale ISV per gli organi del corpo umano rappresentano il modo più realistico per indagare la fisica e biomeccanica di TI, di progettare dispositivi di protezione innovative, e di stabilire gli standard migliori per i parametri di pregiudizio.
Sfondo su Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) e variabile di stato interno (ISV) Modello Materiale
A causa di problemi etici connessi con la sperimentazione in vivo di organi umani e le questioni logistiche connesse con larga scala test cadaverica umana, il currsforzo di ricerca ent comporta esperimenti meccanici in vitro su campioni preparati da organi estratti da surrogati di origine animale (ad esempio, maiale come un surrogato più utilizzato). Polimerico SHPB è stato il metodo preferito per in-vitro test biomateriali morbidi ad alte velocità di deformazione. I comportamenti deformativi pertinenti test SHPB e tessuti corrispondenti informazioni danni legati dalle caratteristiche microstrutturali del tessuto sono incorporati nei nostri modelli di materiale ISV per organo descrizioni meccaniche 9-10. Questi modelli di materiali vengono poi implementati nel nostro modello di corpo umano virtuale per condurre FEA di vari infortuni. Questo processo ci consente di spostare verso l'obiettivo di prevedere con precisione la fisica e la natura di un infortunio per un determinato organo sotto diverse condizioni di carico meccanico (ad esempio esplosione indotta, incidente d'auto e l'impatto brusco) senza la necessità di ulteriori sperimentazioni fisico. Al fine di descrivere accuratamente tegli fenomenologica proprietà meccaniche, in particolare l'elevato livello di dipendenza velocità di deformazione, dei biomateriali utilizzati nelle simulazioni FE del corpo umano, gli esperimenti sono stati eseguiti su SHPB biomateriali per ottenere risposte meccaniche dinamiche a velocità di deformazione di pertinenza TI umana. Una panoramica del setup SHPB presso il Centro di veicolare Advanced Systems (CAVS), Mississippi State University (MSU) è presentato nella figura 1.
Precedenti studi hanno dimostrato che il test SHPB ha tre principali difetti ad esso associati 12-18. Il primo e più significativo è l'effetto inerziale materiale, che viene mostrata nella risposta meccanica ad alta velocità di deformazione di un campione di biomateriale come un picco iniziale. Per superare questo problema, gli sforzi di ricerca precedenti suggerito modificando la geometria del campione dalla forma cilindrica per cubiche o di forma anulare. I comportamenti meccanici risultanti da tali studi erano diversi from tra loro a causa della geometria del provino influenzato la propagazione dell'onda, interazioni onda, e la risposta meccanica. Questo tipo di modifica alla geometria provino ha portato ad errate rappresentazioni della risposta meccanica (stato di sollecitazione multiassiale e non uniforme) del biomateriale. Il secondo difetto principale era l'incapacità di mantenere l'equilibrio forza dinamica durante una prova. Ricercatori superato questo problema riducendo il rapporto campione di spessore e diametro e / o il blocco del tessuto prima del test. Riducendo il rapporto campione di spessore e diametro affrontato il problema di equilibrio forza dinamica, il congelamento del tessuto complica ulteriormente la procedura di prova come cambiato le proprietà del materiale dovuta alla cristallizzazione di acqua presente nel tessuto. Un certo numero di studi completamente abbandonato la SHPB di evitare i suddetti difetti e utilizzati tubi urto per ottenere la risposta di pressione-tempo in vari modelli animali (ratti, maiali, ecc). Tuttavia, questi unmodelli IMAL non danno una dimensione monoassiali comportamenti sforzo-deformazione necessarie per i materiali utilizzati nelle simulazioni FE. Il terzo difetto era il fallimento della SHPB dare uno risultati dimensionali sforzo-deformazione a causa del provino burattatura causa la morbidezza del materiale e la quantità di contenuto di acqua nel campione.
Quindi, il SHPB presenta un apparato di prova valida per raccogliere dati sulla frequenza alta deformazione. Per materiali morbidi, tuttavia, il SHPB induce rigonfiamento che produce uno stato tensionale tridimensionale principalmente dalla pressione idrostatica, tuttavia i dati unidimensionale sollecitazione-deformazione è desiderato. Mostriamo qui come si può ancora utilizzare il SHPB di raccogliere il monoassiale curva vero sforzo-deformazione unidimensionale per la calibrazione del modello materiale; Tuttavia, il processo necessario per ottenere la vera curva sforzo-deformazione uniassiale è complicato. Questo processo include sia i dati sperimentali multiassiali e risultati della simulazione FE, e richiede ricalibrazione iterativole costanti modello materiale. L'implementazione unidimensionale del modello materiale ISV in MATLAB, noto anche come simulatore punto materiale, richiede dati sperimentali unidimensionali per la calibrazione. Così, il modello materiale ISV stata ottimizzata utilizzando un processo di calibrazione sistematica. Qui, i dati sperimentali dei test SHPB è stata considerata nel contesto della formulazione teoria ondulatoria ed equilibrio forza dinamica (MSU High Rate Software). Per tener conto della dispersione viscoelastica del SHPB polimerico, equazioni di dispersione viscoelastico, come riportato da Zhao et al., (2007), sono state attuate in MSU Vota Software Alta. Le equazioni di dispersione viscoelastiche hanno contribuito ad assicurare vigore equilibrio dinamico durante il test. Il simulatore punto materiale unidimensionale è stato quindi regolato nel contesto di una coppia esperimento-FE metodologia di modellazione fino stati considerati i due processi per essere sufficientemente compatibili, cioè, i dati da entrambi erano in buon accordo. Questi dati sono statiutilizzato per regolare le costanti del materiale modello ISV confrontando (monodimensionale) risposta meccanica il simulatore di risposta del materiale MATLAB e (monodimensionale) esemplare sforzo centrale del modello SHPB FE. Qui componente di sollecitazione esemplare del modello FE era lungo la direzione di carico a onda. Quindi il comportamento tridimensionale del modello esemplare FE è stato calibrato in modo iterativo eseguendo simulazioni FE e regolando le costanti ISV in modo che volumi in media di carico di stress correlato direzione bene con la sperimentale vera risposta sforzo-deformazione. Così, è stato condotto un processo di ottimizzazione iterativo tra i dati sperimentali, i risultati FE, e unidimensionale modello materiale ISV. Tabella 1 fornisce una sintesi delle variabili del modello materiale ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.
L'elemento più importante per questa metodologia è ottenere la risposta meccanica unidimensionale del biomateriale e suoi parametri del materialeper il modello materiale ISV, che aggira i problemi di test SHPB dello stress-stato non uniformità. Inoltre separa la risposta non lineare iniziale del biomateriale derivanti da effetti inerziali e rende una risposta meccanica che è intrinseco al materiale. La metodologia accoppiato anche mostrato che un cambiamento nella geometria provino cambia completamente il contorno Valore Problem (BVP) e la direzione del carico vero sforzo-deformazione del campione. In quanto tale, la metodologia di cui sopra può essere utilizzato con qualsiasi modello di materiale (fenomenologico o microstrutturale-based) per la calibrazione e poi simulare comportamenti ad alto tasso di deformazione di organi umani in presenza di carichi meccanici dannosi.