Name: Sprzężona eksperymentalna metodologia modelowania metodą elementów skończonych do oceny reakcji mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużej szybkości odkształcania (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2015-05-18T13:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 28 s
Description: Poznaj sprzężoną metodologię eksperymentalno-numeryczną do oceny dynamicznej odpowiedzi mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużych szybkościach odkształcania. Technika łączy badania z użyciem Split-Hopkinson Pressure Bar z symulacją metodą elementów skończonych.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

playerTrialDesktop

Autorzy chcieliby podziękować Centrum Zaawansowanych Systemów Samochodowych (CAVS) oraz Wydziałowi Inżynierii Rolniczej i Biologicznej Uniwersytetu Stanowego Mississippi za wsparcie tej pracy. Niniejszy materiał opiera się na pracach wspieranych przez Dowództwo Cyklu Życia TACOM Armii Stanów Zjednoczonych w ramach kontraktu nr 1. W56HZV-08-C-0236, w ramach podwykonawstwa z Uniwersytetem Stanowym Mississippi, został wykonany w ramach programu badawczego Simulation Based Reliability and Safety (SimBRS). Materiał ten opiera się również na pracach wspieranych przez Narodową Administrację Bezpieczeństwa Jądrowego (Departament Energii) pod numerem nagrody [DE-FC26-06NT42755]. Na koniec autorzy chcieliby podziękować panu Davidowi Adamsowi, panu Michaelowi McCollumowi i pani Erin Colebeck za ich wysiłek włożony w te badania.

UWAGA: Oświadczenie etyczne: Obecna praca jest unikalna dla polityki badawczej instytucji i ściśle przestrzega odpowiednich wytycznych dotyczących bezpieczeństwa biologicznego i Biura Zgodności Regulacyjnej (ORC).
1. Pobieranie próbek biomateriałów
<ol>
	<li>Nosić środki ochrony osobistej zgodnie ze standardowymi protokołami bezpieczeństwa biologicznego laboratorium i/lub instytucji. Noś buty z zakrytymi palcami, długie spodnie, fartuch laboratoryjny, rękawice chirurgiczne, maskę ochronną i okulary ochronne podczas obchodzenia się z tkanką świńską i testowania.</li>
	<li>Tkankę wieprzową (głowę, brzuch lub tylną nogę) zdrowych świń należy pobrać z lokalnej rzeźni w ciągu 1-2 godzin po sekcji zwłok.</li>
	<li>Przechowuj tkanki świń w workach bezpieczeństwa przed zagrożeniem biologicznym, a następnie umieść je w pojemniku z lodem (~5,56-7,22 °C). 
	UWAGA: Za pomocą termometru sprawdź, czy temperatura w próbce świń nie spada poniżej 7.22 °C.</li>
	<li>Przenieś tkankę świni do najbliższego laboratorium (w College of Veterinary Medicine na Uniwersytecie Stanowym Mississippi) w celu sekcji.</li>
	<li>Pod nadzorem lekarza weterynarii w Kolegium Medycyny Weterynaryjnej chirurgicznie wyekstrahuj narządy świń (mózg, wątroba, mięśnie, tłuszcz lub ścięgno) i umieść je w pojemnikach wypełnionych solą fizjologiczną buforowaną fosforanami (PBS) do tymczasowego przechowywania (pH 7,4).</li>
	<li>Przechowuj pojemniki PBS w lodowej lodówce (~5,56-7,22 °C) i natychmiast przetransportuj je do placówki testowej w celu przygotowania próbki i badania SHPB.</li>
</ol>
2. Przygotowanie próbki biomateriału
<ol>
	<li>Wyjąć narząd świni z pojemnika PBS i umieścić go na sterylnej powierzchni.</li>
	<li>UWAGA: Zidentyfikuj główną orientację i lokalizacje włókien dla każdej próbki testowej. Użyj cylindrycznej matrycy o średnicy wewnętrznej 30 mm, aby wyciąć próbkę do badań z narządu świni.</li>
	<li>Jeśli próbka testowa jest zaklinowana wewnątrz cylindrycznej matrycy, wstrzyknąć PBS przez przeciwległy koniec narzędzia do preparowania, aby umożliwić wysunięcie się próbki testowej w stanie nienaruszonym. Umieścić wyekstrahowaną próbkę testową w oddzielnym obszarze sterylnej powierzchni.</li>
	<li>Użyj skalpela, aby przyciąć próbkę do zalecanej grubości i proporcji. 
	UWAGA: W przypadku badania SHPB próbek świń grubość wynosi 10-15 mm, a współczynnik kształtu (grubość/średnica) wynosi 0,33-0,50 (rysunek 2).</li>
	<li>Użyj suwmiarki, aby zmierzyć grubość i średnicę w trzech różnych miejscach.</li>
	<li>Przechowuj wszystkie próbki testowe w świeżym PBS do czasu, aż urządzenie SHPB będzie gotowe do testowania. 
	UWAGA: Upewnij się, że próbki są badane w ciągu 4 godzin po uboju.</li>
	<li>Odrzuć próbki, które nie są cylindryczne z powodu błędów nacięcia lub zmian w przekroju poprzecznym. Wyrzucone próbki należy umieścić w bezpiecznych torbach zabezpieczających przed zagrożeniem biologicznym. Powtórzyć kroki 2.2-2.6 w celu uzyskania dodatkowych próbek do badań.</li>
</ol>
3. Testowanie prętów ciśnieniowych Split-Hopkinson
<ol>
	<li>Umieść pręt zgarniający, pręt przybity i pręt transmisyjny w metalowych kłonicach w celu przeprowadzenia testów SHPB. 
	UWAGA: Upewnij się, że paski swobodnie przesuwają się w dotyku i że ich interfejsy są wyrównane względem siebie. Zapewnij korek dla przesyłanego pręta dla bezpieczeństwa.</li>
	<li>Podłączyć tensometry przylegające do prętów padających i przesyłanych do wzmacniacza sygnału. Włącz wzmacniacze kondycjonowania sygnału i komputer modułu DAQ.</li>
	<li>Zainicjuj oprogramowanie do szybkiego przechwytywania danych.</li>
	<li>Sprawdź przechwytywanie sygnałów na żywo, aby sprawdzić, czy mieszczą się one w normalnym zakresie, i zneutralizuj sygnały szumu, klikając ikonę zera.</li>
	<li>Wprowadź poziom wyzwalania i szybkość transmisji danych (2 MHz).</li>
	<li>Zainicjuj oprogramowanie, aby nagrywać po osiągnięciu poziomu wyzwalania.</li>
	<li>Załadować pręt zgarniający przylegający do komory ciśnieniowej. Napełnij komorę ciśnieniową do żądanego ciśnienia. 
	UWAGA: Typowy zakres ciśnienia wynosi 5-25 psi.</li>
	<li>Wyzeruj laserowy miernik prędkości, naciskając przycisk zerowania i ustaw go tak, aby odczytywał prędkość pręta zgarniającego, ustawiając pasek odbłyśnika na belce zgarniającej za czujnikami laserowymi.</li>
	<li>Umieścić komorę na próbkę w taki sposób, aby nie utrudniała ruchu padającego i odbitego pręta. Umieść pręt padający w kontakcie z przesyłanym prętem.</li>
	<li>W celu kalibracji należy przeprowadzić test (bez próbki), przekręcając przełącznik spustowy komory ciśnieniowej na belce zgarniającej.</li>
	<li>Po uzyskaniu danych w komputerze zapisz i przeanalizuj dane tensometru SHPB (które omówiono w następnym rozdziale), aby upewnić się, że procedura testowa działa prawidłowo.</li>
	<li>Umieścić cylindryczną próbkę między padającym a przesłanym prętem, a następnie zamknąć komorę przetrzymywania próbki. 
	UWAGA: Upewnij się, że na próbce nie jest wykonywane żadne wstępne kondycjonowanie.</li>
	<li>Wykonaj zadania 3.4-3.7 z próbką umieszczoną między zdarzeniem a przesłanym prętem. 
	UWAGA: Upewnij się, że linia środkowa próbki jest taka sama jak linia środkowa pręta. Przed kontynuowaniem należy również sprawdzić, czy próbka nie jest ściśnięta, ale pozostaje w tej samej geometrii, co poprzednio wyodrębniona.</li>
	<li>Po zakończeniu badania użyj jednorazowych chusteczek higienicznych, aby usunąć sample zanieczyszczeń z pręta incydentalnego, pręta przesyłanego i komory do przechowywania próbek. Wyrzuć wszystkie zanieczyszczenia i chusteczki do bezpiecznych toreb zabezpieczających przed zagrożeniem biologicznym.</li>
	<li>Zdezynfekuj pręty i komorę na próbkę za pomocą 70% roztworu czyszczącego z etanolu i chusteczek higienicznych.</li>
</ol>
4. Przetwarzanie końcowe danych SHPB
<ol>
	<li>Otwórz oprogramowanie "MSU High RateSoftware 19" do analizy fal Hopkinsona Bar.</li>
	<li>Uruchom oprogramowanie, sprawdzając okno Ustawienia i wybierając opcję "Rozciąganie/ściskanie" w zakładce Tryb do testowania jednoosiowego. Wybierz także "2 Gage" w zakładce Gages i kliknij "Kontynuuj".</li>
	<li>W oknie głównym wybierz kartę Otwórz plik 1 i przejdź do danych fali padania z rekordu tensometru na pasku zdarzenia. Wybierz zakładkę Otwórz plik 2 w celu zaimportowania przesłanego rekordu tensometru prętowego.</li>
	<li>Wybierz zakładkę Parametry w oknie głównym i wprowadź parametry fizyczne konfiguracji testowej, w tym: wymiary pręta, napięcie do współczynników odkształcających, pozycje tensometru i stałe dyspersji lepkosprężystej. Kliknij "Kontynuuj".</li>
	<li>Następnie wybierz kartę Wybierz dane w oknie głównym i użyj pasków kursora, aby zmniejszyć zestaw danych tylko do ilości danych zawierających fale zdarzenia, odbicia i przesłane. Kliknij "Kontynuuj".</li>
	<li>Następnie wybierz kartę Wybierz fale w oknie głównym i użyj pasków kursora, aby ograniczyć falę padającą na wykresie fali padającej, falę odbitą na wykresie fali odbitej i falę transmitowaną na wykresie fali transmitowanej. Kliknij "Kontynuuj".</li>
	<li>Następnie wybierz kartę Prawidłowe w oknie głównym, aby umożliwić oprogramowaniu skorygowanie dyspersji lepkosprężystej20-21.</li>
	<li>Teraz wybierz zakładkę Shift w oknie głównym. Na wykresie fal użyj kursora, aby przeciągnąć fale padające, odbite i przesłane do tej samej pozycji początkowej w czasie, wybierając każdą z nich indywidualnie w zakładce Wybór fali. Wyświetl wszystkie fale na wykresie danych. Po zakończeniu kliknij "Kontynuuj".</li>
	<li>W pliku wyników zapisz profile obciążenia, przemieszczenia, położenia i prędkości, klikając "Zapisz jako".</li>
	<li>Użyj konwencjonalnych metod w programie Microsoft Excel (lub dowolnym innym oprogramowaniu do obsługi arkuszy kalkulacyjnych), aby obliczyć rzeczywiste naprężenie i rzeczywiste odkształcenie przy użyciu wymiarów próbki zmierzonych przed testem pręta Hopkinsona.</li>
</ol>
5. Modelowanie metodą elementów skończonych SHPB
<ol>
	<li>Korzystając z komercyjnego oprogramowania do elementów skończonych (FE), utwórz model ES konfiguracji SHPB. 
	UWAGA: Użyj tych samych geometrii i właściwości materiału.</li>
	<li>Przypisz prędkość początkową do modelu ES pręta zgarniającego, aby zainicjować symulację ES. 
	UWAGA: Prędkość pręta zgarniającego powinna odpowiadać prędkości w eksperymencie SHPB dla określonej szybkości odkształcenia9.</li>
	<li>Utwórz model ES konfiguracji SHPB bez próbki umieszczonej między prętami padającymi a przesyłanymi. Uruchom plik FE simulation. 
	UWAGA: Symulowana prędkość pręta zgarniającego powinna odpowiadać eksperymentalnej prędkości pręta zgarniającego w warunkach "bez próbki". Przypisz właściwości materiału podane w tabeli 1 dla prętów polimerowych.</li>
	<li>Sprawdź, czy pomiary tensometru (barwienie w funkcji czasu) w eksperymencie i symulacji FE są zgodne.</li>
	<li>Włączyć próbkę biomateriału do modelu ES zestawu SHPB. Przypisz trójwymiarową implementację (w formacie pliku vumat22) modelu materiałowego ISV do próbki biomateriału11.</li>
	<li>Wykonaj badanie zagęszczenia siatki przy użyciu trzech różnych rozmiarów siatki, a następnie przeanalizuj wyniki, aby określić, czy rozwiązania są zbieżne. 
	UWAGA: Rozmiar siatki odpowiada całkowitej liczbie elementów sześciościennych i/lub czworościennych, które składają się na model ES. Należy wybrać model ES o najniższym rozmiarze siatki, który zbiega się po dalszych symulacjach9.</li>
	<li>Przeprowadź dwuetapową kalibrację modelu ES. W pierwszym kroku należy przesłać dane eksperymentalne do jednowymiarowej implementacji modelu materiałowego niezależnego dostawcy oprogramowania.</li>
	<li>Skalibruj rzeczywistą krzywą naprężenie-plama eksperymentu z rzeczywistą krzywą naprężenie-odkształcenie modelu, dostosowując parametry modelu materiałowego ISV (patrz Tabela 1). 
	UWAGA: Potrzebne są dalsze iteracje, ponieważ eksperymentalne dane SHPB mają charakter trójwymiarowy, podczas gdy model materiałowy jest jednowymiarowy.</li>
	<li>Przypisz stałe materiałowe ISV do próbki biomateriału w modelu ES konfiguracji SHPB.</li>
	<li>Uruchom symulację ES z prędkością pręta zgarniającego i szybkością odkształcenia próbki odpowiadającymi testom SHPB przy tej samej prędkości odkształcania.</li>
	<li>Porównaj pomiary tensometryczne z eksperymentu i symulacji ES, aby uzyskać dobrą zgodność (odkształcenie w funkcji czasu). 
	UWAGA: Jeśli istnieje dobra zgodność między symulacjami ES a wartościami wzorca tensometrycznego, przejdź do drugiego kroku procesu kalibracji modelu. Jeśli nie, powtórz zadania 5.7-5.11.</li>
	<li>W drugim kroku kalibracji modelu ES uruchom symulację danych tensometrycznych FE SHPB eksperymentalnego oprogramowania do przetwarzania końcowego, oprogramowania MSU High Rate19-21. 
	UWAGA: Jeśli symulowana rzeczywista reakcja naprężenie-odkształcenie jest porównywalna z eksperymentalną rzeczywistą reakcją naprężenie-odkształcenie, oznacza to, że dwuetapowa kalibracja modelu ES została zakończona. Jeśli nie, powtórz zadania 5.7-5.12.</li>
	<li>Wykonać średnią objętościową naprężenia kierunku obciążenia (Σ33) wzdłuż elementów linii środkowej próbki modelu ES. 
	UWAGA: Jeśli naprężenie to jest dobrze zgodne z krzywą naprężenie-odkształcenie jednowymiarowego modelu materiałowego ISV, wówczas wyniki uzyskane za pomocą zadań 5.7-5.12 są w pełni skalibrowane. Jeśli nie, powtórz zadania 5.7-5.13. Rzeczywista odpowiedź naprężenie-odkształcenie uchwycona przez jednowymiarową implementację modelu materiałowego ISV reprezentuje jednoosiową rzeczywistą odpowiedź naprężenie-odkształcenie biomateriału, który został przetestowany w konfiguracji SHPB.</li>
</ol>

<ol><li>Champion, H. R., Holcomb, J. B., Young, L. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Injuries+from+explosions%3A+physics%2C+biophysics%2C+pathology%2C+and+required+research+focus%5BTitle%5D)+AND+%22J+Trauma%22%5BJournal%5D)">Injuries from explosions: physics, biophysics, pathology, and required research focus.</a> J Trauma. 66 (5), 1468-1477 (2009).</li>
<li>Aubry, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Summary+and+agreement+statement+of+the+First+International+Conference+on+Concussion+in+Sport%2C+Vienna+2001.+Recommendations+for+the+improvement+of+safety+and+health+of+athletes+who+may+suffer+concussive+injuries%5BTitle%5D)+AND+%22Br+J+Sports+Med%22%5BJournal%5D)">Summary and agreement statement of the First International Conference on Concussion in Sport, Vienna 2001. Recommendations for the improvement of safety and health of athletes who may suffer concussive injuries.</a> Br J Sports Med. 36 (1), 6-10 (2002).</li>
<li>Born, C. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Blast+trauma%3A+the+fourth+weapon+of+mass+destruction%5BTitle%5D)+AND+%22Scand+J+Surg%22%5BJournal%5D)">Blast trauma: the fourth weapon of mass destruction.</a> Scand J Surg. 94 (4), 279-285 (2005).</li>
<li>Cullis, I. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Blast+waves+and+how+they+interact+with+structures%5BTitle%5D)+AND+%22J+R+Army+Med+Corps%22%5BJournal%5D)">Blast waves and how they interact with structures.</a> J R Army Med Corps. 147, 16-26 (2001).</li>
<li>Ngo, T., Mendis, P., Gupta, A., Ramsay, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Blast+Loading+and+Blast+Effects+on+Structures%E2%80%93An+Overview%5BTitle%5D)+AND+%22Electronic+Journal+of+Structural+Engineering%22%5BJournal%5D)">Blast Loading and Blast Effects on Structures–An Overview.</a> Electronic Journal of Structural Engineering. 7, 76-91 (2007).</li>
<li>Usmani, Z. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Intelligent+Agents+in+Extreme+Conditions+%E2%80%93+Modeling+and+Simulation+of+Suicide+Bombing+for+Risk+Assessment%5BTitle%5D)+AND+%22Web+Intelligence+and+Intelligent+Agents%22%5BJournal%5D)">Intelligent Agents in Extreme Conditions – Modeling and Simulation of Suicide Bombing for Risk Assessment.</a> Web Intelligence and Intelligent Agents. , (2010).</li>
<li>Guskiewicz, K. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Cumulative+effects+associated+with+recurrent+concussion+in+collegiate+football+players+the+NCAA+Concussion+Study%5BTitle%5D)+AND+%22JAMA%22%5BJournal%5D)">Cumulative effects associated with recurrent concussion in collegiate football players the NCAA Concussion Study.</a> JAMA. 290 (19), 2549-2555 (2003).</li>
<li>Finkelstein, E., Corso, P., Miller, T. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aFinkelstein%2C+E+%22The+Incidence+and+Economic+Burden+of+Injuries+in+the+United+States%22">The Incidence and Economic Burden of Injuries in the United States</a>. , Oxford University Press. New York (NY). (2006).</li>
<li>Prabhu, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Coupled+experiment%2Ffinite+element+analysis+on+the+mechanical+response+of+porcine+brain+under+high+strain+rates%5BTitle%5D)+AND+%22JMech+Behav+Biomed+Mater%22%5BJournal%5D)">Coupled experiment/finite element analysis on the mechanical response of porcine brain under high strain rates.</a> JMech Behav Biomed Mater. 4 (7), 1067-1080 (2011).</li>
<li>Horstemeyer, M. F. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aHorstemeyer%2C+MF+%22Integrated+Computational+Materials+Engineering+%28ICME%29%3A+Using+Multiscale+Modeling+to+Invigorate+Engineering+Design+with+Science%22">Integrated Computational Materials Engineering (ICME): Using Multiscale Modeling to Invigorate Engineering Design with Science</a>. , Wiley Press. (2012).</li>
<li>Bouvard, J. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+general+inelastic+internal+state+variable+model+for+amorphous+glassy+polymers%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Mechanica%22%5BJournal%5D)">A general inelastic internal state variable model for amorphous glassy polymers.</a> Acta Mechanica. 213, 1-2 (2010).</li>
<li>Kenner, V. H., Goldsmith, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Impact+on+a+simple+physical+model+of+the+head%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Impact on a simple physical model of the head.</a> J Biomech. 6 (1), 1-11 (1973).</li>
<li>Khalil, T. B., Viano, D. C., Smith, D. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Experimental+analysis+of+the+vibrational+characteristics+of+the+human+skull%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Sound+Vib%22%5BJournal%5D)">Experimental analysis of the vibrational characteristics of the human skull.</a> J. Sound Vib. 63 (3), 351-376 (1979).</li>
<li>Pervin, F., Chen, W. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Dynamic+mechanical+response+of+bovine+gray+matter+and+white+matter+brain+tissues+under+compression%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Dynamic mechanical response of bovine gray matter and white matter brain tissues under compression.</a> J Biomech. 42 (6), 731-735 (2009).</li>
<li>Prevost, T. P., Balakrishnan, A., Suresh, S., Socrate, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechnics+of+brain+tissue%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Biomater%22%5BJournal%5D)">Biomechnics of brain tissue.</a> Acta Biomater. 7 (1), 83-95 (2011).</li>
<li>Saraf, H., Ramesh, K. T., Lennon, A. M., Merkle, A. C., Roberts, J. C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Mechanical+properties+of+soft+human+tissues+under+dynamic+loading.J%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Mechanical properties of soft human tissues under dynamic loading.J.</a> J Biomech. 40 (9), 1960-1967 (2007).</li>
<li>Van Sligtenhorst, C., Cronin, D. S., Wayne Brodland, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High+strain+rate+compressive+properties+of+bovine+muscle+tissue+determined+using+a+split+Hopkinson+bar+apparatus%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">High strain rate compressive properties of bovine muscle tissue determined using a split Hopkinson bar apparatus.</a> J Biomech. 39 (10), 1852-1858 (2006).</li>
<li>Song, B., Chen, W., Ge, Y., Weerasooriya, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Dynamic+and+quasi-static+compressive+response+of+porcine+muscle%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Dynamic and quasi-static compressive response of porcine muscle.</a> J Biomech. 40 (13), 2999-3005 (2007).</li>
<li>MSU JHBT Data Processing and MSU High Rate Software Manual. , Available from: 
 <a target="_blank" href="https://icme.hpc.msstate.edu/mediawiki/index.php/File:MSU_JHBT_Data_Processing_and_MSU_High_Rate_Software_Manual.zip">https://icme.hpc.msstate.edu/mediawiki/index.php/File:MSU_JHBT_Data_Processing_and_MSU_High_Rate_Software_Manual.zip</a> (2014).</li>
<li>Zhao, H., Gary, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((On+the+use+of+SHPB+techniques+to+determine+the+dynamic+behavior+of+materials+in+the+range+of+small+strains%5BTitle%5D)+AND+%22Int+J+Solids+Struct%22%5BJournal%5D)">On the use of SHPB techniques to determine the dynamic behavior of materials in the range of small strains.</a> Int J Solids Struct. 33 (23), 3363-3375 (1996).</li>
<li>Zhao, H., Gary, G., Klepaczko, J. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((On+the+use+of+a+viscoelastic+split+hopkinson+pressure+bar%5BTitle%5D)+AND+%22Int+J+Impact+Eng%22%5BJournal%5D)">On the use of a viscoelastic split hopkinson pressure bar.</a> Int J Impact Eng. 19 (4), 319-330 (1997).</li>
<li>MSU TP Ver 1.1.. , Available from: 
 <a target="_blank" href="https://icme.hpc.msstate.edu/mediawiki/index.php/File:MSU_TP_Ver_1.1.zip">https://icme.hpc.msstate.edu/mediawiki/index.php/File:MSU_TP_Ver_1.1.zip</a> (2014).</li>
<li>Gray, G. T., Blumenthal, W. R. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aGray%2C+GT+%22ASM+Handbook%2C+Mechanical+Testing+and+Evaluation%22">ASM Handbook, Mechanical Testing and Evaluation</a>. 8, ASM International. 488-496 (2000).</li>
<li>Dharan, C. K. H., Hauser, F. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Determination+of+stress-strain+characteristics+at+very+high+strain+rates%5BTitle%5D)+AND+%22Exp.+Mech%22%5BJournal%5D)">Determination of stress-strain characteristics at very high strain rates.</a> Exp. Mech. 10 (9), 370-376 (1970).</li>
<li>Chen, J., Priddy, L. B., Prabhu, R., Marin, E. B., Horstemeyer, M. F., Williams, L. N., Liao, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Traumatic+Injury%3A+Mechanical+Response+of+Porcine+Liver+Tissue+under+High+Strain+Rate+Compression+Testing%5BTitle%5D)+AND+%22Proceedings+of+the+ASME+2009+Summer+Bioengineering+Conference+%28SBC2009%29%22%5BJournal%5D)">Traumatic Injury: Mechanical Response of Porcine Liver Tissue under High Strain Rate Compression Testing.</a> Proceedings of the ASME 2009 Summer Bioengineering Conference (SBC2009). , Resort at Squaw Creek. Lake Tahoe, CA, USA. (2009).</li>
</ol>

Autorzy oświadczają, że nie ma konfliktu interesów w odniesieniu do wszystkich materiałów związanych z niniejszą publikacją.

Przedstawiona metodologia, która łączy eksperyment SHPB i modelowanie FE SHPB, oferuje nowatorską i unikalną technikę oceny jednoosiowej rzeczywistej odpowiedzi naprężenie-odkształcenie biomateriału przy wysokich prędkościach odkształcania. W celu uzyskania właściwości mechanicznych właściwych tkance rodzimej, należy zadbać o to, aby próbka biomateriału była przechowywana w temperaturze 5,56–7,22 °C przed badaniem SHPB. Jeśli próbka zostanie schłodzona poniżej 5,56 °C, woda obecna w tkance zaczyna krystalizować w lód, a ...

Motywacja
Głównym celem eksperymentu z połączonym drążkiem ciśnieniowym Split-Hopkinsona (SHPB) / modelowania metodą elementów skończonych miękkich biomateriałów (takich jak mózg, wątroba, ścięgna, tłuszcz, itp.) było wyodrębnienie ich jednoosiowych zachowań mechanicznych do dalszej implementacji w symulacjach FE ludzkiego ciała pod wpływem szkodliwych obciążeń mechanicznych. Model elementów skończonych ciała ludzkiego (FE) składa się ze szczegółowej siatki ludzkiego ciała i zależnego od historii wieloskalowego lepkosprężysto-lepkościoplastycznego modelu materiału zmiennej stanu wewnętrznego (ISV) dla różnych narządów ludzkich. Ten model ludzkiego ciała może być wykorzystany jako ramy do tworzenia lepszych standardów ochrony przed obrażeniami, projektowania innowacyjnego sprzętu ochronnego i umożliwienia projektowania pojazdów zorientowanych na pasażerów.
Dwa rodzaje obrażeń o wysokim wskaźniku były powszechnie obserwowane w ludzkich urazach: wybuch eksplozji i uderzenie. Obrażenia od eksplozji od broni wybuchowej są głównym źródłem urazów (TI) i główną przyczyną śmierci na polu bitwy1. Po detonacji te materiały wybuchowe tworzą rozchodzącą się na zewnątrz falę uderzeniową, która powoduje duże i gwałtowne przyspieszenia i deformacje. Powstałe w ten sposób obciążenia stanowią poważne zagrożenie dla osób narażonych. Chociaż każda część anatomii może zostać uszkodzona przez fale uderzeniowe, głównymi obszarami zainteresowania są (1) kończyna dolna ze względu na jej bliskość do ziemi oraz (2) głowa, ponieważ urazy mogą utrudniać normalne funkcjonowanie mózgu i przeżycie2,3. Urazy te można podzielić na urazy pierwotne, wtórne lub trzeciorzędowe, w zależności od rodzaju odniesionego urazu. Ponieważ siła materiału wybuchowego charakteryzuje się jego wagą lub rozmiarem, odległością odsunięcia, czasem trwania impulsu dodatniego i medium, przez które się przemieszcza, może być trudno odpowiednio skategoryzować te obrażenia3-6. Raporty Kongresu wskazują, że personel wojskowy doznał prawie 179 000 urazów w wyniku wybuchów broni i wypadków samochodowych w Iraku i Afganistanie od 2000 roku do marca 2010roku. Ze względu na charakter i miejsce współczesnych walk, urazy głowy są głównym problemem zarówno dla wojska, jak i ludności cywilnej3.
Oprócz scenariuszy walki, TI ma różne przyczyny, w tym urazy samochodowe, rodeo, wypadki motocyklowe i domowe oraz kontuzje sportowe. Na przykład, pomimo ulepszeń w sprzęcie i protokołach bezpieczeństwa, mechanicznie wywołane urazowe uszkodzenie mózgu (TBI) nadal jest głównym źródłem śmiertelności i zachorowalności przez całe życie w USA. Centrum Kontroli i Prewencji Chorób (CDC) każdego roku zgłasza około 1,4 miliona przypadków TBI, z których prawie 50 000 jest śmiertelnych. Sam futbol amerykański odpowiada za ponad 300 000 TBI każdego roku7. Osoby, które przeżyły takie urazy, są narażone na długotrwałe powikłania neurologiczne związane z czuciem, poznaniem i komunikacją. W tej chwili około 5,3 miliona Amerykanów żyje z tymi chronicznymi niepełnosprawnościami i niepełnosprawnościami. Bezpośrednie i pośrednie koszty medyczne ponoszone w USA w latach 2000-2010 wyniosły 60miliardów dolarów. Liczby te nie uwzględniają jednak kosztów i strat niemedycznych, ani tych poniesionych przez rodziny i przyjaciół wspierających pacjentów z TBI. Poza czysto ekonomiczną analizą, niepełnosprawność spowodowana TBI powoduje znaczne obniżenie jakości życia, co może objawiać się jako znaczne obciążenie dla rodzin i społeczeństwa.
Potrzeba dalszego zrozumienia powstawania, charakterystyki i zapobiegania TI jest oczywista. Badania biomechaniczne podstawowych mechanizmów powodujących TI dostarczają informacji i możliwości zmniejszenia narażenia lub poprawy funkcji bezpieczeństwa dla osób potencjalnie zagrożonych TI. Co więcej, dalszy postęp w ogólnym zrozumieniu powstawania TI może poprawić metody i kryteria diagnostyczne, zapewniając lekarzom zajmującym się leczeniem TI lepszych środków poprawy wyników i ratowania życia.
Lepsza wiedza na temat mechanizmów urazów i lepsze zrozumienie biomechaniki rozwoju urazów są potrzebne do opracowania skutecznych środków ochronnych dla ludzkiego ciała. Historycznie rzecz biorąc, symulacje mające na celu przewidywanie urazów były utrudnione ze względu na ograniczenia obliczeniowe, a także wierność zastosowanych modeli anatomicznych i materiałowych. Symulacje całego ciała koncentrowały się na całkowitych obciążeniach każdej części ciała, ale nie zaobserwowano lokalnego stresu, napięcia i uszkodzeń w każdym narządzie, mięśniu, kości itp. Na przykład modele momentu barkowego używają wymiarów ramienia, obciążenia i przyłożonego kąta do wyszukiwania wartości tabelarycznych, które określają, czy dany scenariusz jest niebezpieczny, czy nie. Obliczenia tego rodzaju są pomocne w szybkich szacunkach, ale nie są w stanie uchwycić tego, co dzieje się lokalnie od ręki aż do ramienia, zwłaszcza gdy uszkodzenia i urazy są z natury lokalne. Po drugie, symulacje ES zostały wykorzystane do uchwycenia lokalnej reakcji. Ograniczeniem w tych wysiłkach nie były same MES, ale modele materiałowe, które definiują zachowanie każdej części ciała pod wpływem obciążeń spowodowanych wybuchem. Wcześniej stosowane modele materialne są adaptowane z prostszych materiałów i nie próbowano uchwycić niezliczonych złożonych zachowań mechanicznych wykazywanych przez tkanki biologiczne. W związku z tym modele obliczeniowe o wysokiej wierności z modelami materiałowymi ISV dla narządów w ludzkim ciele stanowią najbardziej realistyczny sposób badania fizyki i biomechaniki TI, projektowania innowacyjnego sprzętu ochronnego i ustanawiania lepszych standardów wskaźników urazów.
Informacje ogólne na temat modelu materiałowego Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) i Internal State Variable (ISV)
Ze względu na kwestie etyczne związane z testowaniem in vivo ludzkich organów oraz problemy logistyczne związane z szeroko zakrojonymi testami na ludzkich zwłokach, obecne wysiłki badawcze obejmują eksperymenty mechaniczne in vitro przy użyciu próbek przygotowanych z organów pobranych od zwierzęcych surogatów (np. świnia jako najczęściej używany surogat). Polimerowy SHPB jest preferowaną metodą badania miękkich biomateriałów in vitro przy wysokich prędkościach odkształcania. Odpowiednie zachowania deformacyjne z testów SHPB i odpowiadające im informacje związane z uszkodzeniem tkanki na podstawie cech mikrostrukturalnych tkanki są włączane do naszych modeli materiałowych ISV do opisów mechanicznych narządów9-10. Te materialne modele są następnie implementowane do naszego wirtualnego modelu ludzkiego ciała w celu przeprowadzenia MES różnych urazów. Proces ten pozwala nam zbliżyć się do celu, jakim jest dokładne przewidzenie fizyki i charakteru urazu danego narządu w różnych warunkach obciążenia mechanicznego (np. wybuch, wypadek samochodowy i uderzenie) bez konieczności dalszych eksperymentów fizycznych. W celu dokładnego opisania fenomenologicznych właściwości mechanicznych, w szczególności zależności od szybkości odkształcenia wyższego poziomu, biomateriałów użytych w symulacjach FE ludzkiego ciała, przeprowadzono eksperymenty SHPB na biomateriałach w celu uzyskania dynamicznych reakcji mechanicznych przy szybkościach odkształcania odnoszących się do ludzkich TI. Przegląd konfiguracji SHPB w Center for Advanced Vehicular Systems (CAVS), Mississippi State University (MSU) przedstawiono na rysunku 1.
Poprzednie badania wykazały, że testy SHPB mają trzy główne wady związane z nimi:12-18. Pierwszym i najbardziej znaczącym z nich jest efekt bezwładności materiału, który objawia się w reakcji mechanicznej próbki biomateriału o wysokiej szybkości odkształcania jako początkowy skok. Aby przezwyciężyć ten problem, wcześniejsze wysiłki badawcze sugerowały modyfikację geometrii próbki z cylindrycznej na prostopadłościenną lub pierścieniową. Wynikające z takich badań zachowania mechaniczne różniły się od siebie, ponieważ geometria próbki wpływała na rozchodzenie się fal, interakcje fal i reakcję mechaniczną. Tego typu modyfikacja geometrii próbki doprowadziła do błędnego odwzorowania reakcji mechanicznej (wieloosiowy i niejednorodny stan naprężenia) biomateriału. Drugą poważną wadą była niemożność utrzymania równowagi sił dynamicznych podczas testu. Naukowcy rozwiązali ten problem, zmniejszając stosunek grubości do średnicy próbki i/lub zamrażając tkankę przed badaniem. Podczas gdy zmniejszenie stosunku grubości do średnicy próbki rozwiązało problem równowagi sił dynamicznych, zamrożenie tkanki jeszcze bardziej skomplikowało procedurę testowania, ponieważ zmieniło właściwości materiału w wyniku krystalizacji wody obecnej w tkance. W wielu badaniach całkowicie zrezygnowano z SHPB, aby uniknąć wyżej wymienionych wad i zastosowano rurki uderzeniowe w celu uzyskania odpowiedzi ciśnienie-czas w różnych modelach zwierzęcych (szczury, świnie itp.). Jednak te modele zwierzęce nie dają jednowymiarowych jednoosiowych zachowań naprężenie-odkształcenie, które są niezbędne dla modeli materiałowych stosowanych w symulacjach ES. Trzecią wadą było to, że SHPB nie dało jednowymiarowych wyników naprężenie-odkształcenie z powodu beczkowania próbki ze względu na miękkość materiału i zawartość wody w próbce.
Stąd, SHPB prezentuje realny aparat testowy do zbierania danych o wysokiej szybkości odkształcania. Jednak w przypadku materiałów miękkich SHPB indukuje wybrzuszenia, które wytwarzają trójwymiarowy stan naprężenia głównie na podstawie ciśnienia hydrostatycznego, jednak pożądane są jednowymiarowe dane naprężenie-odkształcenie. Pokazujemy tutaj, w jaki sposób można nadal używać SHPB do uzyskania jednowymiarowej jednoosiowej krzywej rzeczywistego naprężenie-odkształcenie do kalibracji modelu materiałowego; Jednak proces związany z uzyskaniem jednoosiowej rzeczywistej krzywej naprężenie-odkształcenie jest skomplikowany. Proces ten obejmuje zarówno wieloosiowe dane eksperymentalne, jak i wyniki symulacji ES i wymaga iteracyjnej rekalibracji stałych modelu materiałowego. Jednowymiarowa implementacja modelu materiałowego ISV w MATLAB, znanego również jako symulator punktu materiałowego, wymaga jednowymiarowych danych eksperymentalnych do kalibracji. W związku z tym model materiałowy ISV został zoptymalizowany przy użyciu systematycznego procesu kalibracji. W tym przypadku dane eksperymentalne z testów SHPB zostały uwzględnione w kontekście formułowania teorii fal i równowagi sił dynamicznych (MSU High Rate Software). Aby wyjaśnić dyspersję lepkosprężystą polimeru SHPB, równania dyspersji lepkosprężystej, jak donoszą Zhao i in. (2007), zostały zaimplementowane w oprogramowaniu MSU High Rate. Równania dyspersji lepkosprężystej pomogły w zapewnieniu równowagi sił dynamicznych podczas testowania. Jednowymiarowy symulator punktów materialnych został następnie dostosowany w kontekście metodologii modelowania eksperymentu z parami elementów do czasu, aż oba procesy zostaną uznane za odpowiednio zgodne, to znaczy dane z obu będą zgodne. Dane te wykorzystano do dostosowania stałych materiałowych modelu ISV poprzez porównanie (jednowymiarowej) odpowiedzi mechanicznej symulatora odpowiedzi materiałowej MATLAB z (jednowymiarowym) naprężeniem linii środkowej próbki modelu SHPB FE. W tym przypadku składowa naprężenia próbki modelu ES znajdowała się wzdłuż kierunku obciążenia falą. Następnie trójwymiarowe zachowanie próbki modelu ES zostało skalibrowane poprzez iteracyjne przeprowadzanie symulacji ES i dostosowywanie stałych ISV tak, aby uśrednione objętościowo naprężenie kierunku obciążenia dobrze korelowało z eksperymentalną prawdziwą reakcją naprężenie-odkształcenie. W związku z tym przeprowadzono proces iteracyjnej optymalizacji pomiędzy danymi eksperymentalnymi, wynikami FE i jednowymiarowym modelem materiałowym ISV. Tabela 1 zawiera podsumowanie zmiennych modelu materiałowego ISV (MSU TP Ver. 1.1)11.
Najważniejszym elementem tej metodologii jest uzyskanie jednowymiarowej odpowiedzi mechanicznej biomateriału i jego parametrów materiałowych dla modelu materiałowego ISV, co pozwala obejść problemy z testami SHPB dotyczące niejednorodności stanu naprężenia. Oddziela również początkową nieliniową odpowiedź biomateriału wynikającą z efektów inercyjnych i renderuje reakcję mechaniczną, która jest nieodłączna od materiału. Sprzężona metodologia wykazała również, że zmiana geometrii próbki całkowicie zmienia problem wartości granicznej (BVP) i rzeczywisty kierunek obciążenia naprężenie-odkształcenie próbki. W związku z tym wyżej wymieniona metodologia może być stosowana z dowolnym modelem materialnym (fenomenologicznym lub mikrostrukturalnym) do kalibracji, a następnie symulacji zachowań narządów ludzkich przy dużej szybkości odkształcania pod wpływem szkodliwych obciążeń mechanicznych.

<table><tbody><tr><td>Wysokociśnieniowa gwintowana złączka rurowa ze stali nierdzewnej 316, rozmiar rury 1/2 męskiej x 1/4 żeńskiej, tuleja redukcyjna sześciokątna Gwintowana</td> złączka rurowa ze stali nierdzewnej <td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>typu 316, 3/4 męska x 1/4 żeńska, sześciokątna tuleja redukcyjna 150&nbsp; psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Łatwy w konserwacji zawór kulowy typu 316SS, z końcówkami ze stali nierdzewnej 316, 1/2" NPT żeński</td> Zawór kulowy <td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Łatwy w konserwacji typ 316SS, z końcówkami ze stali nierdzewnej 316, 3/4" NPT żeński</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Zawór bezpieczeństwa ze stali nierdzewnej o kodzie ASME, męski 1/4 NPT, 300&nbsp; psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Precyzyjny łącznik rurowy 316SS do zastosowań ekstremalnie wysokich, rozmiar rury 1/2 x 1/2, długość 1-7/8", złączka sześciokątna Złączka</td> gwintowana ze stali nierdzewnej <td>McMaster-Carr</td><td></td><td>8</td></tr><tr><td>typ 316, rozmiar rury 1/2, trójnik, 150&nbsp; psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Przyrząd pomiarowy z walizką bezpieczeństwa, walizka poliestrowa, standardowa, sucha, 600&nbsp; psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Miernik cyfrowy, plastikowa obudowa, tarcza 2-1/2", dolne przyłącze 1/4, 300&nbsp; psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Typ 316 stal nierdzewna 37 stopni rura kielichowa, adapter do rury 1/4" OD x 1/8" NPT rura męska</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>12</td></tr><tr><td>303 ze stali nierdzewnej 37 stopni złączka obrotowa JIC do 3/16" ID</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>12</td></tr><tr><td>Wysokociśnieniowy wąż chemiczny, 3/16" ID, 0.312" OD, 3,000 psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>6</td></tr><tr><td>Reduktor gazu o wysokiej czystości jednostopniowy, azot, 0-125 psi, CGA #580</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Wąż do azotu, argonu i tlenu Mosiężne złączki żeńskie, wąż PTFE, 3' L, 1/4" ID, 3,600 psi</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td colspan="4">[header]</td></tr><tr><td>Ekstremalnie ciśnieniowa złączka rurowa gwintowana 316 SS 1/4 x 1/4 Rozmiar rury, złączka sześciokątna</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>4</td></tr><tr><td>Ekstremalnie ciśnieniowa złączka rurowa gwintowana 316 SS 3/4 x 3/4 Rozmiar rury, złączka sześciokątna</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Ekstremalnie ciśnieniowa 316 SS Gwintowana złączka rurowa 1/4 męska x 1/8 żeńska, tuleja sześciokątna</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Standardowy mosiężny adapter do rurki zaciskowej 1/4 "OD x 1/4" NPTF Rura męska</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>4</td></tr><tr><td>Kobalt 1/4 cala Mini regulator z manometrem</td><td>Lowes</td><td></td><td>Rurki</td></tr><tr><td>polietylenowe 2 1/4" x 25 stóp</td><td>Lowes</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>1-1/2" Średnica poliwęglanu (PC) Pręt</td><td>McMaster-Carr</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>LTV-35 Zawór 4-drogowy Mead Fluid Dynamics</td><td>Motion Industries</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Pneumatyczny siłownik dwustronnego działania</td><td>Valtronic</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Zawór kulowy ze stali nierdzewnej 1/2"</td> <td>Valtronic</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Zbiornik ciśnieniowy Buckeye</td><td>Buckeye</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>SR-4 Ogólnego przeznaczenia FAE-25-35SX Manomierze</td> do <td>mikropomiarów Vishay Precision Group</td><td></td><td>2</td></tr><tr><td>Wzmacniacz kondycjonowania sygnału M-M 2310A</td><td>Mikropomiar Vishay Precision Group</td><td></td><td>1</td></tr><tr><td>Laserowy czujnik optyczny ROLS-W</td><td>Monarch Instruments</td><td></td><td>1</td></tr></tbody></table>

sprzężona eksperymentalna metodologia modelowania metodą elementów skończonych do oceny reakcji mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużej szybkości odkształcania

A Coupled Experiment-finite Element Modeling Methodology for Assessing High Strain Rate Mechanical Response of Soft Biomaterials

To badanie oferuje połączone eksperymentalne i symulacyjne podejście elementów skończonych (FE) do badania mechanicznego zachowania miękkich biomateriałów (np. mózgu, wątroby, ścięgien, tłuszczu, itp.) podczas ekspozycji na wysokie prędkości odkształceń. W badaniu tym wykorzystano pręt ciśnieniowy Split-Hopkinson (SHPB) do wygenerowania szybkości odkształcania 100-1,500 sec-1. W SHPB zastosowano belkę zgarniającą składającą się z materiału lepkosprężystego (poliwęglanu). Próbka biomateriału została pobrana w krótkim czasie pośmiertnym i przygotowana do badań SHPB. Próbka została umieszczona między prętami uderzeniowymi a przesyłanymi, a elementy pneumatyczne SHPB zostały aktywowane, aby skierować belkę zaczepową w kierunku pręta padającego. Powstałe w ten sposób uderzenie wygenerowało falę naprężeń ściskających (tj. falę padającą), która przeszła przez pręt padający. Gdy fala naprężeń ściskających dotarła do końca padającego pręta, część kontynuowała się do przodu przez próbkę i przesyłała pręt (tj. fala transmitowana), podczas gdy inna część cofała się przez pręt padający jako fala rozciągająca (tj. fala odbita). Fale te mierzono za pomocą tensometrów zamontowanych na prętach padających i transmitowanych. Rzeczywiste zachowanie naprężenie-odkształcenie próbki określono na podstawie równań opartych na rozchodzeniu się fal i równowadze sił dynamicznych. Eksperymentalna reakcja naprężenie-odkształcenie miała charakter trójwymiarowy, ponieważ próbka wybrzuszała się. W związku z tym naprężenie hydrostatyczne (pierwszy niezmienniczy) zostało wykorzystane do wygenerowania odpowiedzi naprężenie-odkształcenie. W celu wyodrębnienia jednoosiowej (jednowymiarowej) odpowiedzi mechanicznej tkanki przeprowadzono iteracyjną optymalizację sprzężoną z wykorzystaniem wyników eksperymentalnych i analizy elementów skończonych (MES), która zawierała model materiału zmiennej stanu wewnętrznego (ISV) zastosowany dla tkanki. Model materiałowy ISV wykorzystany w symulacjach FE konfiguracji eksperymentalnej został iteracyjnie skalibrowany (tj. zoptymalizowany) do danych eksperymentalnych w taki sposób, że wartości naprężeń eksperymentalnych i FEA oraz pierwszy niezmienniczy naprężenia były zgodne.

Skuteczność połączonej metodologii została zilustrowana na Rysunku 3. W tym przypadku eksperymentalna odpowiedź naprężenie-odkształcenie dla mózgu uzyskana za pomocą SHPB znajduje się w niższym stanie naprężenia (z szczytowym naprężeniem 0.32 MPa) w porównaniu do stanu naprężenia jednowymiarowego symulatora punktu materiałowego (z wartością szczytową 0.74 MPa), co jest zbliżone do średniej dla linii środkowej (elementu) próbki FE. Wynika to z natury odkształceń, jakie wykazują miękkie biomateriały. Ponie...

Obecne badanie zaleca metodologię symulacji sprzężonego eksperymentu z elementami skończonymi, aby uzyskać jednoosiową dynamiczną reakcję mechaniczną miękkich biomateriałów (mózg, wątroba, ścięgna, tłuszcz, itp.). Wieloosiowe wyniki eksperymentalne, które powstały z powodu wybrzuszenia próbki uzyskanego z testów prętów ciśnieniowych Split-Hopkinson, zostały przekształcone w jednoosiowe rzeczywiste zachowanie naprężenie-odkształcenie podczas symulacji poprzez iteracyjną optymalizację analizy elementów skończonych biomateriału.

Sprzężona eksperymentalna metodologia modelowania metodą elementów skończonych do oceny reakcji mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużej szybkości odkształcania

This study offers a combined experimental and finite element (FE) simulation approach for examining the mechanical behavior of soft biomaterials (e.g. ...

Ogólnym celem niniejszej procedury jest uzyskanie jednowymiarowej odpowiedzi naprężenie-odkształcenie dla prawdziwego naprężenia przy wysokiej prędkości odkształcania badanych miękkich biomateriałów. Osiąga się to najpierw poprzez przebadanie próbki mózgu w urządzeniu z prętem Hopkinsona do prób ściskania (SHPB), a następnie poprzez kalibrację jednowymiarowej wersji modelu materiałowego z eksperymentalną odpowiedzią prawdziwego naprężenia i odkształcenia. Następnie przeprowadzana jest symulacja metodą elementów skończonych (FE) układu SHPB w celu oceny średniego kierunku obciążenia próbki, naprężenia oraz naprężenia w linii środkowej.Ostatnim krokiem jest iteracyjne porównywanie dopasowania jednowymiarowego modelu materiałowego z naprężeniem w linii środkowej symulacji EF oraz trójwymiarowego kierunku obciążenia EF, naprężenia i eksperymentalnej odpowiedzi naprężenie-odkształcenie rzeczywiste, aż do uzyskania dobrej zgodności między wyżej wymienionymi wynikami. Ostatecznie sprzężona eksperymentalna metodologia elementów skończonych służy do wykazania, że jednowymiarowa odpowiedź naprężenie-odkształcenie rzeczywiste dla miękkich biomateriałów może zostać uzyskana przy użyciu SHPB. G

a-coupled-experiment-finite-element-modeling-methodology-for

Research

JoVE Journal

Bioengineering

Bioinżynieria

Zaawansowana metodyka modelowania skończonych elementów do oceny mechanicznej reakcji biomateriałów miękkich przy wysokich szybkościach odkształcenia

Omówiono metodę, za pomocą której mechaniczne zachowanie in vivo materiałów reagujących na bodźce jest monitorowane w funkcji czasu. Próbki są badane ex vivo przy użyciu testera mikrorozciągania z kontrolą środowiska w celu symulacji środowiska fizjologicznego. Praca ta dodatkowo przyczynia się do zrozumienia zachowania naszego materiału in vivo.

Kontrolowane środowiskowo badania mikrorozciągalności mechanicznie adaptacyjnych nanokompozytów polimerowych do charakterystyki ex vivo

Podczas lądowania, kości dolnej części ciała doświadczają dużych obciążeń mechanicznych i są zdeformowane. Pomiar deformacji kości jest niezbędny, aby lepiej zrozumieć mechanizmy urazów spowodowanych stresem kostnym związanych z uderzeniami. Nowatorskie podejście łączące modelowanie układu mięśniowo-szkieletowego specyficzne dla danego tematu i analizę elementów skończonych służy do pomiaru obciążenia kości piszczelowej podczas ruchów dynamicznych.

Tematyczny model mięśniowo-szkieletowy do badania naprężeń kości podczas ruchu dynamicznego

Tutaj prezentujemy protokół do opracowania czysto jednoosiowej maszyny ładującej. Zastosowano krytyczne aspekty projektowe w celu zapewnienia dokładnych i powtarzalnych wyników testów.

Zastosowanie aspektów projektowych w rozwoju jednoosiowych maszyn załadowczych

Tutaj prezentujemy metodologię dynamicznej charakterystyki próbek rozciągających przy średnich szybkościach odkształcania przy użyciu szybkiej serwohydraulicznej ramy obciążeniowej. Zdefiniowano również procedury oprzyrządowania i analizy tensometrycznej, a także pomiarów odkształceń w korelacji obrazów cyfrowych na próbkach.

Charakterystyka materiału o pośredniej szybkości odkształcania z cyfrową korelacją obrazu

Istnieje potrzeba określenia, które zmiany miażdżycowe będą postępować w unaczynieniu wieńcowym, aby kierować interwencją przed wystąpieniem zawału mięśnia sercowego. W tym artykule przedstawiono biomechaniczne modelowanie tętnic za pomocą optycznej tomografii koherentnej przy użyciu technik interakcji płyn-struktura w komercyjnym solverze elementów skończonych, aby pomóc przewidzieć tę progresję.

Optyczna tomografia koherentna Biomechaniczna analiza interakcji płyn-struktura progresji miażdżycy tętnic wieńcowych

Protokół przedstawia kompletny przebieg eksperymentów z nanoindentacją miękkiego materiału, w tym hydrożeli i komórek. Po pierwsze, szczegółowo opisano etapy eksperymentalne mające na celu pozyskanie danych ze spektroskopii sił; następnie analiza takich danych jest szczegółowo opisana za pomocą nowo opracowanego oprogramowania Python o otwartym kodzie źródłowym, które można pobrać bezpłatnie z GitHub.

Proces eksperymentowania i analizy danych dla nanotwardości miękkiej materii

Ta praca przedstawia trójwymiarowy wirtualny eksperyment symulacyjny dla deformacji i uszkodzenia materiału, który dostarcza wizualizacji procesów eksperymentalnych. Dzięki zestawowi eksperymentów użytkownicy mogą zapoznać się ze sprzętem i nauczyć się obsługi w wciągającym i interaktywnym środowisku edukacyjnym.

Wirtualny eksperyment symulacyjny mechaniki: deformacja i uszkodzenie materiału na podstawie skaningowej mikroskopii elektronowej

Ten protokół opisuje badanie quasi-statycznej wydajności ściskania rur karbowanych stożkowych za pomocą symulacji metodą elementów skończonych. Zbadano wpływ gradientu grubości na wydajność ściskania. Wyniki pokazują, że odpowiednie zaprojektowanie gradientu grubości może zmienić tryb odkształcenia i znacznie poprawić wydajność absorpcji energii przez rury.

Modelowanie metodą elementów skończonych do symulacji quasi-statycznego ściskania rur stożkowych karbowanych

Obrazy ultrasonograficzne in vivo cine pokazują ruch przekroju poprzecznego naczyń wieńcowych odpowiadający różnym warunkom obciążenia ciśnieniem. Opierając się na modelu elementów skończonych, zastosowano schemat iteracyjny w celu określenia specyficznych dla pacjenta właściwości mechanicznych tętnic wieńcowych in vivo, dopasowując ruch naczyń wieńcowych na podstawie modelu obliczeniowego i obrazów medycznych.

Wewnątrznaczyniowe podejście do modelowania elementów skończonych oparte na obrazach ultrasonograficznych do ilościowego określania in vivo właściwości mechanicznych ludzkiej tętnicy wieńcowej

W niniejszym protokole prezentujemy proces wytwarzania macierzy mikroaktuatorów z pionowo przesuniętymi słupkami, na której opiera się ta technologia, oraz sposób, w jaki technologia bazowa ta może zostać zmodyfikowana w celu prowadzenia wysokoprzepustowych dynamicznych mechanicznie hodweli komórkowych w dwu- i trójwymiarowych paradygmatach hodowli.

Mikrofabrykowane platformy do mechanicznie dynamicznej hodowli komórek

Poznaj sprzężoną metodologię eksperymentalno-numeryczną do oceny dynamicznej odpowiedzi mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużych szybkościach odkształcania. Technika łączy badania z użyciem Split-Hopkinson Pressure Bar z symulacją metodą elementów skończonych.

Sprzężona eksperymentalna metodologia modelowania metodą elementów skończonych do oceny reakcji mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużej szybkości odkształcania (Wideo) | JoVE Journal

Sprzężona eksperymentalna metodologia modelowania metodą elementów skończonych do oceny reakcji mechanicznej miękkich biomateriałów przy dużej szybkości odkształcania

Przeglądaj więcej filmów