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Motivação
O objetivo fundamental da divisão acoplada - Hopkinson Bar Pressão (SHPB) experimento / modelagem de elemento finito de biomateriais macios (tais como cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.) foi extrair seus comportamentos mecânicos uniaxiais para posterior aplicação no corpo humano FE simulações sob cargas mecânicas prejudiciais. A Finite Element modelo corpo humano (FE) é constituído por uma malha corpo humano detalhado e uma história modelo (ISV) de material variável dependente multiscale viscoelástico-viscoplástico Estado Interno para vários órgãos humanos. Este modelo corpo humano pode ser usado para um quadro para construir melhores normas para proteção de danos, para projetar equipamentos de proteção inovadora e permitir veicular projeto centric ocupante.
Dois modos de lesão taxa alta têm sido amplamente observada em trauma humano: explosão explosivo e impacto brusco. Danos Blast from armamento explosivo é a principal fonte de traumatic lesão (TI) ea principal causa de morte no campo de batalha 1. Quando detonadas, esses explosivos formar uma onda de choque para fora propagação que produz acelerações e deformações grandes e abruptas. As cargas resultantes representam sérias ameaças para as pessoas expostas. Embora qualquer parte da anatomia podem ser feridos por ondas de choque, as áreas principais de preocupação são (1) a extremidade inferior devido à sua proximidade com o solo, e (2) a cabeça desde lesões podem inibir a função normal do cérebro e sobrevivência 2 , 3. Estas lesões podem ser classificadas como lesões primárias, secundárias, ou terciárias, dependendo do tipo de lesão sofrida. Uma vez que a força de um explosivo é caracterizada pelo seu tamanho ou peso, distância de afastamento, a duração de impulsos positiva, e meio através do qual se desloca, pode ser difícil para categorizar adequadamente estas lesões 3-6. Relatórios do Congresso indicam que os militares sofreram quase 179 mil lesões traumáticas devido ao explosivoarmamento e veículos falhas no Iraque e no Afeganistão de 2000 a março 2010 2. Devido à natureza e locais de combate moderno, lesões na cabeça são uma preocupação principal para ambos os militares e civis 3.
Além de cenários de combate, TI tem uma variedade de causas, incluindo trauma automotiva; rodeio, motocicleta e acidentes domésticos; e lesões esportivas. Por exemplo, apesar das melhorias em equipamentos e protocolos de segurança, induzida mecanicamente traumatismo crânio-encefálico (TCE) continua a ser a principal fonte de mortalidade e morbidade ao longo da vida em os EUA O Centro de Controle e Prevenção de Doenças (CDC) informa que há aproximadamente 1,4 milhões de eventos de TBI cada ano, dos quais cerca de 50.000 são fatais. Futebol americano responde sozinho por mais de 300.000 TBIs a cada ano 7. Os sobreviventes de tais lesões estão em risco de complicações neurológicas de longo prazo relacionados com a sensação, cognição e comunicação. Neste momento, existem cerca de5,3 milhões de americanos que vivem com essas desvantagens crônicas e incapacidades. US custos médicos diretos e indiretos 2000-2010 totalizou 60.000 milhões dólares 8. No entanto, estes números não levam em conta os custos e perdas não-médicos, ou os custos suportados pelas famílias e amigos que apoiam vítimas de TCE. Além da análise econômica puramente, deficiência induzida pelo TCE cria uma redução significativa na qualidade de vida que pode se manifestar como um encargo significativo para as famílias ea sociedade.
A necessidade de uma maior compreensão da formação, caracterização, e prevenção de TI é clara. Estudos biomecânicos dos mecanismos subjacentes que causam TI fornecer uma visão e oportunidade de reduzir a exposição ou melhorar características de segurança para aqueles com risco potencial de TI. Além disso, mais avanço da compreensão geral de formação de TI pode melhorar os métodos de diagnóstico e critérios, fornecendo aos profissionais médicos que tratam de TI com melhores meios de melhorar o resultados e salvar vidas.
Um melhor conhecimento dos mecanismos de lesão e uma melhor compreensão da biomecânica do desenvolvimento lesão são necessários para desenvolver medidas de protecção eficazes para o corpo humano. Historicamente, as simulações que visam lesões prevendo foram dificultadas por restrições computacionais, bem como a fidelidade do anatômica e modelos de materiais empregados. Simulações de corpo inteiro têm incidido sobre as cargas gerais sobre cada parte do corpo, mas o local de estresse, tensão, e os danos em cada órgão, músculo, osso, etc, não foi observado. Por exemplo, modelos momento ombro usar as dimensões do braço, a carga, e o ângulo de pesquisa aplicado para valores tabulares que especificam se ou não uma situação particular é perigoso. Um cálculo de que a natureza é útil para as estimativas rápidas, mas não pode capturar o que está acontecendo no local da mão todo o caminho até o ombro, especialmente quando danos e lesões são intrinsecamente local. Em segundo lugar, FE ssimulacoes e têm sido utilizadas para capturar a resposta local. A limitação a estes esforços não foi em si FEA, mas os modelos de materiais que definem o comportamento de cada parte do corpo sob cargas de prejuízo explosão. Modelos de materiais anteriormente utilizados são adaptados a partir de materiais simples e não têm se esforçado para captar a miríade de comportamentos mecânicos complexos exibidas por tecidos biológicos. Portanto, de alta fidelidade modelos computacionais com modelos de materiais ISV para órgãos do corpo humano representam a forma mais realista de investigar a física e biomecânica de TIs, para projetar equipamentos de proteção inovadora, e de estabelecer melhores condições para métricas de prejuízo.
Fundo em Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) e variável de estado interno (ISV) Material Modelo
Devido a questões éticas envolvidas com os ensaios in vivo de órgãos humanos e os problemas logísticos associados aos testes de cadáveres humanos em larga escala, o curresforço de investigação ent envolve experimentos mecânicos in vitro utilizando amostras preparadas a partir de órgãos extraídos de substitutos de origem animal (por exemplo, porco como um substituto mais frequentemente utilizado). SHPB polimérico tem sido o método preferido para ensaios in vitro biomateriais moles a elevadas taxas de deformação. Os comportamentos de deformação relevantes de testes SHPB e informações relacionadas danos do tecido correspondente dos aspectos microestruturais do tecido são incorporados em nossos modelos de materiais ISV para obter descrições de órgãos mecânicos 9-10. Estes modelos de material são então implementado no nosso modelo de corpo humano virtual para realizar FEA de várias lesões. Este processo permite-nos avançar para a meta de prever com precisão a física ea natureza de uma lesão para um determinado órgão sob diversas condições de carga mecânicos (induzida por explosão por exemplo, acidente de carro e impacto sem corte), sem a necessidade de uma maior experimentação física. A fim de descrever com precisão tele fenomenológico propriedades mecânicas, em especial a dependência da velocidade de carregamento de nível superior, dos biomateriais usados nas simulações FE do corpo humano, SHPB experimentos foram realizados em biomateriais para obter respostas mecânicas dinâmicas em taxas de deformação pertencentes a ITs humano. Uma visão geral da configuração SHPB no Centro de Sistemas Avançados Veiculares (CAVS), Mississippi State University (MSU) é apresentado na Figura 1.
Estudos anteriores demonstraram que o teste SHPB tem três grandes falhas associados 12-18. O primeiro e mais importante é o efeito de inércia de material, que se mostra na resposta mecânica de alta velocidade de deformação de um espécime de biomateriais como um pico inicial. De modo a ultrapassar este problema, os esforços de investigação anteriores sugeriram modificando a geometria do corpo de prova de forma cilíndrica ou cubóides de forma anular. Os comportamentos mecânicos resultantes de tais estudos eram diferentes from um do outro, porque a geometria da amostra afectada a propagação da onda, interacções de onda, e a resposta mecânica. Este tipo de modificação para a geometria da amostra conduziu a representações erradas do comportamento mecânico (estado de tensão multiaxial e não uniforme) do biomaterial. A segunda grande falha foi a incapacidade de manter o equilíbrio força dinâmica durante um teste. Os investigadores superou este problema, reduzindo a relação da espessura da amostra e o diâmetro e / ou congelação do tecido, antes do teste. Embora reduzindo a relação da espessura da amostra e o diâmetro abordaram a questão de equilíbrio força dinâmica, congelando o tecido ainda mais complicado o procedimento de teste, uma vez que as propriedades do material alterado devido à cristalização de água presente no tecido. Um número de estudos completamente abandonado o SHPB para evitar falhas acima mencionadas e usados tubos de choque para obter a resposta de tempo de pressão em vários modelos animais (ratos, porcos, etc.). No entanto, estes ummodelos IMAL não dão unidimensionais comportamentos tensão-deformação uniaxiais necessárias para modelos de materiais utilizados em simulações FE. A terceira falha foi o fracasso da SHPB para dar uma dimensionais resultados de tensão-deformação, porque a amostra de tubulares devido à suavidade de material e a quantidade de teor de água presente na amostra.
Assim, o SHPB apresenta um aparelho de teste viável para angariar dados de taxa de alta exigência. Para materiais macios, no entanto, induz a SHPB abaulamento que produz um estado de tensão tridimensional principalmente da pressão hidrostática, mas os dados de uma dimensão de tensão-deformação se desejado. Mostramos aqui como ainda se pode usar o SHPB para angariar a curva verdadeira tensão-deformação uniaxial unidimensional para calibração do modelo de material; Contudo, o processo envolvido na obtenção do verdadeiro curva de tensão-deformação uniaxial é complicada. Este processo inclui os dados experimentais multi-axiais e os resultados da simulação FE, e requer iterativo de recalibraçãoas constantes de material modelo. A implementação de um modelo tridimensional do material de ISV em MATLAB, também conhecido como simulador ponto material, requer dados experimentais unidimensionais para a calibração. Assim, o modelo de material ISV foi otimizada utilizando um processo de calibração sistemática. Aqui, os dados experimentais de ensaios SHPB foi considerada no contexto da formulação teoria ondulatória e equilíbrio força dinâmica (MSU High Rate Software). A fim de ter em conta a dispersão viscoelástico do SHPB polimérico, equações de dispersão viscoelástico, como relatado por Zhao et al. (2007), foram implementados em MSU Software High Rate. As equações de dispersão viscoelásticas ajudou a garantir uma força de equilíbrio dinâmico durante o teste. O simulador ponto material unidimensional foi então ajustado no contexto de um par experimento-FE metodologia de modelação até que os dois processos foram considerados suficientemente compatíveis, isto é, os dados de ambos estavam em boa concordância. Estes dados eramusado para ajustar as constantes materiais modelo ISV comparando (unidimensional) resposta mecânica do simulador resposta a materiais MATLAB e (unidimensional) espécime estresse central do modelo SHPB FE. Aqui componente de tensão exemplar do modelo FE foi ao longo da direção de carregamento de onda. Em seguida, o comportamento tridimensional do modelo exemplar FE foi calibrado de forma iterativa realizando simulações FE e ajuste constantes ISV para que média em volume direção de carregamento de estresse correlacionado bem com a verdadeira resposta de tensão-deformação experimental. Assim, um processo de optimização iterativa entre os dados experimentais, os resultados FE, e unidimensional material modelo ISV foi conduzido. A Tabela 1 apresenta um resumo das variáveis de material modelo ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.
O elemento mais importante dessa metodologia é a obtenção da resposta mecânica unidimensional do biomaterial e os seus parâmetros de materiaispara o modelo de material ISV, que contorna os problemas de testes SHPB do estresse-estado não-uniformidade. É também separa a resposta não linear inicial do biomaterial resultantes de efeitos de inércia e processa uma resposta mecânica que é intrínseca ao material. A metodologia acoplado também mostraram que uma alteração na geometria da amostra muda completamente o problema de fronteira Valor (BVP) e a direcção de carregamento verdadeira tensão-deformação da amostra. Como tal, o método acima mencionado pode ser usado com qualquer material modelo (fenomenológico microestrutural ou à base) para a calibração e, em seguida, simular comportamentos alta taxa de deformação de órgãos humanos sob cargas mecânicas prejudiciais.