Summary
Den aktuella studien föreskriver en kopplad experiment-finita elementsimulering metod för att erhålla den uniaxiella dynamisk mekanisk respons av mjuka biomaterial (hjärna, lever, senor, fett, etc.). De fleraxliga experimentella resultat som uppstod på grund av prov utbuktning erhållits från Split-Hopkinson Pressure Bar tester har gjorts till en enaxlig riktig spänning-töjning beteende när simuleras genom iterativ optimering av finita element analys av biomaterial.
Abstract
Denna studie ger en kombinerad experimentell och finita element (FE) simulering metod för att undersöka mekaniska beteendet hos mjuka biomaterial (t.ex. hjärna, lever, senor, fett, etc.) när de utsätts för höga töjningshastigheter. Denna studie använde en Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) för att generera töjningshastigheter av 100-1,500 sek -1. Den SHPB använde en anfallare bar som består av ett viskoelastiskt material (polykarbonat). Ett prov av biomaterialet erhölls kort postmortem och preparerades för SHPB testning. Provet placerad mellan händelsen och överförda barer, och pneumatiska komponenter i SHPB aktiverades för att driva anfallaren bar mot händelsen bar. Den resulterande effekten genererade en tryckspänning våg (dvs. infallande våg) som reste genom händelsen bar. När kompressiv spänningsvåg nått slutet av den infallfältet, fort ett parti framåt genom provet och överförs bar (i.e. överförd våg) medan en annan del föras via händelsen baren som en drag våg (dvs reflekterade vågen). Dessa vågor mättes med hjälp av töjningsgivare monterade på händelsen och överförs barer. Den sanna spänning-töjning beteende av provet bestämdes från ekvationerna baserade på vågutbredning och dynamisk kraft jämvikt. Den experimentella spännings-stam svar var tredimensionell karaktär eftersom provet utbuktande. Som sådan var den hydrostatiska påfrestningen (första invariant) används för att generera den spänning-töjning svar. För att extrahera den enaxlade (endimensionella) mekanisk respons av vävnaden, var en iterativ kopplad optimering utförs med hjälp av experimentella resultat och Finite Element Analysis (FEA), som innehöll en intern tillståndsvariabel (ISV) materialmodell som används för vävnaden. Den ISV materialmodell som används i FE simuleringar av försöksuppställningen var iterativt kalibrerad (dvs. optimerad) till experimentella data som that experimentet och FEA töjningsgivare värderingar och första invariant av spänningar var i god överensstämmelse.
Introduction
Motivation
Kardinalen målet för den kopplade Split - Hopkinson Pressure Bar (SHPB) experiment / finita element modellering av mjuka biomaterial (såsom hjärna, lever, senor, fett, etc.) var att utvinna sina enaxlade mekaniska beteenden för fortsatt genomförande i människokroppen FE simuleringar inom ramen för skadliga mekanisk belastning. Den mänskliga kroppen Finita Element (FE) modell består av en detaljerad människokroppen mesh och en historia beroende multiscale viskoelastiska-viskoplastisk inre tillstånd variabel (ISV) materialmodell för olika mänskliga organ. Denna människokroppen modellen kan användas för ett ramverk för att bygga bättre normer för skydd skada, att utforma innovativa skyddsutrustning, och att göra det möjligt för passagerare centrerad fordonsdesign.
Två typer av hastighet skada hög har ofta observerats i mänskliga trauman: explosionen och trubbig inverkan. Blast skador från explosiva vapen är den främsta källan till traumatic skada (TI) och ledande dödsorsaken på slagfältet 1. När detonerade dessa sprängämnen bildar en utåtföröknings stötvåg som producerar stora och plötsliga accelerationer och deformationer. De resulterande belastningar utgör allvarliga hot mot de som är utsatta. Även om någon del av anatomin kan skadas av stötvågor, de främsta problemområden är (1) den nedre extremiteterna på grund av dess närhet till marken, och (2) huvudet eftersom skador kan hämma hjärnans normala funktion och överlevnad 2 , 3. Dessa skador kan kategoriseras som primär, sekundär eller tertiära skador beroende på vilken typ av skada. Eftersom styrkan i en explosiv kännetecknas av sin vikt eller storlek, dödläge avstånd, positiv pulslängd, och medium genom vilket den färdas, kan det vara svårt att på ett adekvat kategori dessa skador 3-6. Kongressens rapporter visar att militär personal har lidit nästan 179,000 traumatiska skador på grund av explosivaVapen och fordon kraschar i Irak och Afghanistan från 2000 till och med mars 2 2010. På grund av naturen och platser av modern strid, skallskador är en ledande oro för både militära och civila 3.
Bortsett från stridsscenarier har TI en mängd olika orsaker, inklusive fordons trauma; rodeo, motorcykel och olyckor i hemmet; och idrottsskador. Till exempel, trots förbättringar säkerhetsutrustning och protokoll, mekaniskt inducerad traumatisk hjärnskada (TBI) fortsätter att vara en ledande leverantör av dödlighet och livslångt sjuklighet i USA Center for Disease Control and Prevention (CDC) rapporterar cirka 1,4 miljoner TBI händelser vardera år, varav nästan 50000 är dödlig. Amerikansk fotboll står ensamt för mer än 300.000 Tbis varje år 7. Överlevande från sådana skador är i riskzonen för långsiktiga neurologiska komplikationer i samband med känsla, kognition och kommunikation. Vid denna tid finns det ungefär5,3 miljoner amerikaner som lever med dessa kroniska nackdelar och funktionshinder. Direkta och indirekta amerikanska sjukvårdskostnader 2000-2010 uppgick till $ 60 8 miljarder. Men dessa siffror inte hänsyn till icke-medicinska kostnader och förluster, eller de kostnader som familjerna och vänner som stöder TBI patienter. Utöver rent ekonomisk analys, skapar TBI-inducerad funktionshinder en betydande minskning av livskvaliteten som kan yttra sig som en betydande börda på familjer och samhället.
Behovet av ytterligare förståelse av bildandet, karakterisering, och förebyggande av TI är tydlig. Biomekaniska studier av de bakomliggande mekanismer som orsakar TI ge insikt och möjlighet att minska exponeringen eller förbättra säkerhetsfunktioner för dem vid potentiell risk för TI. Dessutom kan mer utvecklingen av den allmänna förståelsen av TI bildning förbättra diagnostiska metoder och kriterier, vilket ger vårdpersonal som behandlar TI med bättre sätt att förbättra resultatets och rädda liv.
En bättre kunskap om skademekanismer och en bättre förståelse för biomekanik skadeutvecklingen behövs för att utveckla effektiva skyddsåtgärder för människokroppen. Historiskt sett har simuleringar för att förutsäga skador hämmats av beräknings begränsningar samt trohet av den anatomiska och materialmodeller som används. Hela kroppen simuleringar har fokuserat på den totala belastningen på varje kroppsdel, men den lokala stress, stam, och skador i varje organ, muskler, ben, etc. har inte observerats. Till exempel, axel ögonblick modeller använder dimensioner armen, lasten, och den tillämpade vinkel för att söka efter tabellvärden som anger huruvida ett visst scenario är farligt. En beräkning av detta slag är till hjälp för snabba beräkningar, men kan inte fånga vad som händer lokalt från handen hela vägen till axeln, särskilt när skador och personskador är i sig lokalt. För det andra, FE simulations har använts för att fånga den lokala svars. Begränsningen i dessa ansträngningar har inte varit FEA själv, men de materialmodeller som definierar varje kroppsdel beteende under explosionsskadebelastningar. Tidigare anställda materialmodeller anpassas från enklare material och har inte försökt att fånga den myriad av komplexa mekaniska beteenden som uppvisas av biologiska vävnader. Därför hifi-beräkningsmodeller med ISV materialmodeller för organ i människokroppen utgör den mest realistiska sättet att undersöka fysik och biomekanik av indexen, att utforma innovativa skyddsutrustning, och att införa bättre standarder för skade statistik.
Bakgrund på Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) och inre tillstånd variabel (ISV) Material Modell
På grund av etiska frågor som berörs med in vivo-testning av mänskliga organ och logistiska frågor i samband med bred skala mänsklig avliden testning, current forskningsinsatser innebär mekaniska experiment in vitro med hjälp av prover som framställts av organ som utvunnits ur djur surrogat (t.ex. gris som mest använda surrogat). Polymera SHPB har varit den bästa metoden för in-vitro mjuka biomaterial vid höga töjningshastigheter. De relevanta deformerande beteenden från SHPB testning och motsvarande vävnadsskada relaterad information från mikro egenskaperna hos vävnaden införlivas i våra ISV materialmodeller för organ mekaniska beskrivningar 9-10. Dessa materialmodeller därefter implementeras i vår virtuella människokroppen modell för att genomföra FEA av olika skador. Denna process gör det möjligt för oss att gå mot målet att exakt förutspå fysik och arten av en skada för en given organet enligt olika mekaniska belastningsförhållanden (t.ex. blast-inducerad, bilolycka och trubbig inverkan) utan behov av ytterligare fysisk experiment. För att korrekt beskriva than fenomen mekaniska egenskaperna, i synnerhet högre beroendenivån töjningsgivande hastighet, av biomaterial som används i FE simuleringar av den mänskliga kroppen, var SHPB experiment utfördes på de biomaterial för erhållande dynamiska mekaniska svaret vid töjningshastigheter avseende humant tis. En översikt över SHPB installationen vid Centrum för avancerade Fordonssystem (Cavs), Mississippi State University (MSU) visas i figur 1.
Tidigare studier har visat att SHPB testning har tre stora brister som är förknippade med det 12-18. Den första och mest betydelsefulla en är materialet tröghetseffekten, som dyker upp i hög töjningshastighet mekaniska svaret av ett biomaterial prov som en initial spik. För att lösa detta problem, tidigare forskningsinsatser föreslog att modifiera geometrin av provet från cylindrisk form för att kuboidala eller ringformad. De resulterande mekaniska beteenden från sådana studier var olika tillbakam varandra eftersom geometrin av provet påverkade vågutbredning, våg interaktioner, och mekanisk respons. Denna typ av modifiering av provgeometrin har lett till felaktiga representationer av mekanisk respons (multiaxiell och icke-enhetlig spänningstillstånd) av biomaterialet. Den andra stora fel var oförmågan att upprätthålla dynamisk kraft jämvikt under ett test. Forskare vann denna fråga genom att reducera provets tjocklek till diameterförhållande och / eller frysning av vävnaden före testning. Samtidigt minska provets tjocklek-till-diameterförhållande upp frågan om dynamiska kraftjämvikt, frysning vävnaden komplicerad testförfarandet ytterligare eftersom det ändrade materialegenskaperna på grund av kristallisation av vatten närvarande i vävnaden. Ett antal studier helt övergav SHPB att undvika ovannämnda brister och används stötvågsrör för att erhålla den tryck svarstid i olika djurmodeller (råtta, svin, etc.). Men dessa enIMAL modellerna ger inte endimensionella enaxlade spännings-töjnings beteende som krävs för materialmodeller som används i FE simuleringar. Den tredje bristen var fel på SHPB att ge endimensionella spännings-töjnings resultat på grund av provet barre på grund av material mjukhet och mängden vattenhalten i provet.
Följaktligen är SHPB presenterar en livsduglig testapparat för att samla hög töjningshastighet data. För mjuka material har emellertid den SHPB inducerar utbuktningen som producerar en tredimensionell spänningstillstånd huvudsakligen från hydrostatiskt tryck, men den endimensionella spänning-töjning uppgifter önskas. Vi visar här hur man kan fortfarande använda SHPB att samla endimensionell enaxlig sant spännings-töjningskurvan för modellkalibrering material; emellertid, är den process som krävs för att erhålla den uniaxiella sanna spännings-töjningskurvan komplicerad. I denna process ingår både de multiaxiella experimentella data och FE simuleringsresultat, och det kräver iterativ omkalibrering avmaterialmodellen konstanterna. Den endimensionella genomförandet av ISV materialmodell i MATLAB, även känd som material punkt simulator kräver endimensionella experimentella data för kalibrering. Så var ISV materialmodell optimeras genom en systematisk kalibreringen. Här var experimentella data från SHPB provningarna vara inom ramen för våg teoribildning och dynamisk kraft jämvikt (MSU High Rate Software). För att ta hänsyn till den viskoelastiska spridningen av polymera SHPB, viskoelastiska spridnings ekvationer, som rapporterats av Zhao et al. (2007), genomfördes i MSU High Rate Software. De viskoelastiska spridnings ekvationer hjälpte för att säkerställa dynamisk kraft jämvikt medan testning. Den endimensionella material punkt simulator justerades sedan i samband med ett par experiment-FE modelleringsmetod tills de två processerna ansågs vara lämpligt kompatibla, det vill säga data från båda var i god överensstämmelse. Dessa uppgifter varanvänds för att justera ISV modell materialkonstanter genom att jämföra MATLAB material svars simulatorn (endimensionella) mekanisk respons och SHPB FE modellens (endimensionella) provcentrum stress. Här FE modellen provspänningskomponenten var längs vågen belastningsriktningen. Sedan den tredimensionella beteende för FE modellen provet kalibrerades genom iterativ utföra FE simuleringar och justering ISV konstanter så att volym-medelvärdesbelastningsriktningen påkänning korrelerade väl med den experimentella sanna spänning-töjning svar. Således var en process av iterativ optimering mellan experimentella data, FE resultat, och endimensionell ISV materialmodell genomförs. Tabell 1 ger en sammanfattning av de variabler ISV materialmodell (MSU TP Ver. 1.1) 11.
Den viktigaste faktorn för att denna metod är att erhålla en-dimensionella mekaniska svaret av biomaterialet och dess materialparametrarför ISV materialmodell, som kringgår SHPB provningsfrågor av stresstillstånd olikformighet. Det skiljer också den första icke-linjär respons biomaterialet till följd av tröghetseffekter och gör en mekanisk respons som är inneboende till materialet. Den kopplade metoden visade också att en förändring i provgeometrin helt förändrar randvärdesproblemet (BVP) och belastningsriktningen sann spänning-töjning av provet. Som sådan, kan den ovannämnda metoden kan användas med alla materialmodell (fenomenologisk eller mikrobaserat) för kalibrering och sedan simulera hög töjningshastighet beteenden av mänskliga organ enligt skadliga mekanisk belastning.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
OBS: Etik uttalande: Det nuvarande arbetet är unik för institutionens forskningspolitik, och strikt följer lämplig biosäkerhet och tjänstgörande regelefterlevnad (ORC) riktlinjer.
1. Biomaterial Prov Anskaffning
- Använd personlig skyddsutrustning i enlighet med standard biosäkerhet protokoll laboratoriet och / eller institution. Använd slutna rejäla skor, långbyxor, skyddsrock, operationshandskar, skyddsmask och skyddsglasögon vid hantering grisvävnad och testning.
- Skaffa grisvävnad (huvud, mage, eller bakben) friska grisar från en lokalt slakteri inom 1-2 timmar efter slakt.
- Förvara svin vävnad i biologiskt säkerhetspåsar och sedan placera dem i ett iskallt behållare (~ 5,56-7,22 ° C).
OBS: Använd en termometer för att kontrollera att temperaturen i svin provet inte understiger 7,22 ° C. - Transport svin vävnad till närmaste laboratoriet(Vid College of Veterinary Medicine i Mississippi State University) för dissekering.
- Under överinseende av en veterinär i College of Veterinary Medicine, kirurgiskt extrahera svin organ (hjärna, lever, muskler, fett eller senor) och placera dem i behållare fyllda med fosfatbuffrad saltlösning (PBS) för tillfällig lagring (pH 7,4).
- Förvara PBS behållare i ett iskallt kylare (~ 5,56-7,22 ° C) och omedelbart transportera dem till en testanläggning för provberedning och SHPB testning.
2. Biomaterial Provberedning
- Ta bort svin organ från PBS behållaren och placera den på en steril yta.
- OBS: Identifiera den primära fiberorientering och platser för varje prov. Använd en cylindrisk dö med en 30 mm innerdiameter att dissekera provet från svin orgel.
- Om testprovet är fastkilad inuti den cylindriska formen, injicerar PBS genom den motsatta änden av dissektionverktyg för att göra det möjligt för testprovet att glida ut intakt. De extraherade testprovet på ett separat område av den sterila ytan.
- Använd en skalpell för att trimma provet till den föreskrivna tjockleken och bildformat.
OBS: För SHPB testning av svin prover, är tjockleken 10-15 mm medan bildförhållandet (tjocklek / diameter) är 0,33 till 0,50 (Figur 2). - Använd bromsok att mäta tjockleken och diametern vid tre olika platser.
- Förvara alla testprover i färskt PBS tills SHPB enheten är klar för testning.
OBS: Se till att proverna testas inom 4 timmar efter slakt. - Kassera prover som inte är cylindrisk grund av snittet fel eller variationer i tvärsnittet. Placera kasserade prover i biologiskt säkerhetspåsar. Upprepa steg 2,2-2,6 för att få ytterligare testprover.
3. Split-Hopkinson Pressure Bar Testing
- Placera anfallaren bar, incident bar, och sänds bar i metal stolpar för SHPB testning.
OBS: Se till att barer är fritt rörliga vid beröring och att deras gränssnitt är i linje med varandra. Ge en propp för överförd bar för säkerheten. - Anslut töjningsgivare vidhäftade händelsen och överförda barer att signalförstärkare. Slå på signalkonditione förstärkare och DAQ-modulen datorn.
- Initiera höghastighets datafångst programvara.
- Kontrollera levande upptagning av signaler för att se om de ligger inom det normala intervallet, och upphäva de brussignalerna genom att klicka på noll ikonen.
- Mata in tröskelvärdet och datahastigheten (2 MHz).
- Initiera programvaran för att spela in en gång tröskelvärdet har uppnåtts.
- Fyll på slagstången intill tryckkammaren. Fyll tryckkammaren till ett önskat tryck.
OBS: Den typiska tryckområdet är 5-25 psi. - Noll ut laser hastighetsövervakning genom att trycka på nollknappen och ställ in den för att läsa anfallaren bar hastighet genom att reflektorn remsan på anfallaren bar bakom lasersensorer.
- Placera provet inneslutning kammaren så att det inte hindrar den fria rörligheten för infallande och reflekterade bar. Placera infall bar i kontakt med den sända bar.
- För kalibreringsändamål, köra ett test (utan prov) genom att vrida på avtryckaren för tryckkammaren på anfallaren bar.
- När data förvärvas i datorn, spara och analysera SHPB töjningsgivare data (som diskuteras i nästa avsnitt) för att säkerställa att testproceduren fungerar.
- Placera cylindriska provet mellan händelsen och sänds bar och stäng sedan prov förlossningen kammaren.
OBS: Se till att ingen förbehandling utförs på provet. - Utföra uppgifter 3,4-3,7 med provet placeras mellan händelsen och sänds bar.
Anmärkning: Se till att provet mittlinje är samma som baren centrumlinje. Innan proceeding, även kontrollera att provet är inte komprimerad, men finns kvar i samma geometri som tidigare extraheras. - Efter att ha testat är klar, använd engångs sanitära våtservetter att ta bort provet skräp från händelsen bar, överföras bar och prov inneslutning kammaren. Gör dig av med allt skräp och våtservetter i biohazard säkerhetspåsar.
- Sanera barer och prov förlossning kammaren med hjälp av en 70% etanol rengöringslösning och sanitära servetter.
4. SHPB Data Efterbehandling
- Öppna "MSU High Rate Software 19" för analys av Hopkinson Bar vågor.
- Börja programvaran genom att undersöka fönstret Inställningar och välja "Spänning / Compression" i Mode Tab för enaxlig provning. Också, välj "2 Gages" i Gages Tab och klicka på "Fortsätt."
- I huvudfönstret, välj Öppna fil 1 Tab, och navigera till den infallande vågen data från töjningsgivare rekord på incident bar. Välj Öppna fil 2 Tab för att importera den överförda bar töjningsgivare rekord.
- Välj fliken Parametrar i huvudfönstret och mata in de fysikaliska parametrar provuppställningen inklusive: bar dimensioner, spänning anstränga faktorer, töjningsgivare positioner och viskoelastiska spridningskonstanterna. Klicka på "Fortsätt".
- Välj sedan Select Data Tab i huvudfönstret och använda markör barer att minska datamängden endast den mängd data som innehåller händelsen, reflekterade, och sänds vågor. Klicka på "Fortsätt".
- Välj sedan Välj Waves fliken i huvudfönstret och använda markör barer att begränsa den infallande vågen i Incident Wave Graph, den reflekterade vågen i den reflekterade vågen Graph, och den överförda vågen i den överförda Wave Graph. Klicka på "Fortsätt".
- Efter det väljer du rätt flik i huvudfönstret för att låta programmet för att korrigera för den viskoelastiska spridning 20-21.
- Nejw väljer Shift Tab i huvudfönstret. I Wave Graph, använda markören för att dra händelsen, reflekterade, och sänds vågor till samma utgångsläge i tid genom att välja var och en för sig i Vågval Tab. Visa alla vågorna i Data Graph. När du är klar klickar du på "Fortsätt".
- I resultatfilen, spara lasten, förskjutning, position och hastighet, profiler genom att klicka på "Spara som."
- Använd konventionella metoder i Microsoft Excel (eller någon annan kalkylprogram) för att beräkna sann stress och sann stam med hjälp av prov mått mätt innan Hopkinson Bar testet.
5. SHPB Finita Element Modeling
- Använda kommersiella finita element (FE) programvara, skapa en FE modell av SHPB installationen.
OBS: Använd samma geometrier och materialegenskaper. - Tilldela en initial hastighet till FE modell av slagfältet för att initiera FE-simulering.
OBS: Hastighetenav slagfältet bör motsvara den i SHPB experimentet för en viss töjningshastighet 9. - Skapa en FE modell av SHPB inställt utan ett prov placeras mellan händelsen och överförs barer. Kör FE-simulering.
OBS: Den simulerade anfallaren bar hastighet ska motsvara den experimentella anfallaren bar hastighet under "no-prov" tillstånd. Tilldela materialegenskaper som anges i tabell 1 för polymera barer. - Kontrollera om töjningsgivare mätningar (fläck mot tiden) i experimentet och FE-simulering är i god överensstämmelse.
- Införliva biomaterialet provet i FE modellen av SHPB installationen. Tilldela den tredimensionella genomförande (i vumat filformat 22) av ISV materialmodellen till biomaterialet provet 11.
- Utför en nätförfining studie med tre olika maskstorlek och sedan analysera resultaten för att fastställa om de lösningar som konvergerar.
OBS: Nätetstorlek motsvarar det totala antalet sexsidiga och / eller tetraedriska element som innefattar FE modell. Välj FE modellen med den lägsta maskstorlek som konvergerar efter ytterligare simuleringar 9. - Genomför två-steg FE modell kalibrering. I det första steget, ladda upp de experimentella data till den endimensionella genomföra av ISV materialmodell.
- Kalibrera den sanna stress fläck kurvan för försöket med modellens sanna spännings-töjningskurva genom att justera ISV materialet modellens parametrar (se tabell 1).
OBS: Ytterligare iterationer behövs eftersom den experimentella SHPB data är tredimensionella till sin natur medan materialet modellen är en-dimensionella. - Tilldela ISV materialkonstant till biomaterialet provet i FE modellen av SHPB installationen.
- Kör FE-simulering med anfallaren bar hastigheten och prov deformation töjningshastighet motsvarar SHPB tester på samma töjningshastighet.
- Compare töjningsgivare mätningar från experiment och FE-simulering för god överensstämmelse (stam mot tiden).
OBS: Om det finns god överensstämmelse mellan FE simuleringar och experiment töjningsgivare värden, går du vidare till det andra steget av modellen kalibreringsprocessen. Om inte, upprepar Uppgifter 5,7-5,11. - I det andra steget av modellkalibrering FE, köra FE-simulering töjningsgivare uppgifter SHPB experimentera efterbearbetning programvara, MSU hög hastighet programvara 19-21.
OBS: Om den simulerade verkliga spänning-töjning svar kan jämföras med den experimentella sanna spänning-töjning svar, då två-steg FE-modellen kalibreringen har slutförts. Om inte, upprepar Uppgifter 5,7-5,12. - Gör en volymmedel av belastningsriktningen (Σ 33) påkänning längs mittlinjen delar av modellprov FE.
OBS: Om denna stress är i god överensstämmelse med spänning-töjningskurvan av den endimensionella ISV materialmodell resultat, då de resultat som erhållits genom Uppgifter 5,7-5,12 Är helt kalibrerade. Om inte, upprepar Uppgifter 5,7-5,13. Den sanna spänning-töjning svar fångas genom den endimensionella genomförande av ISV materialmodell representerar den uniaxiella sanna spänning-töjning svaret hos ett biomaterial som testades i en SHPB setup.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Effektiviteten av den kopplade metoden exemplifieras i fig 3. Här SHPB experimentella spännings-töjnings respons för hjärnan är vid en lägre spänningstillstånd (med en toppspänning av 0,32 MPa) i jämförelse med spänningstillståndet av den endimensionella materialet punkt simulator (med ett toppvärde på 0,74 MPa), som är besläktad med FE prov mittlinje (element) i genomsnitt. Detta beror på vilken typ av deformation som mjuka biomaterial uppvisar. Eftersom de töjningshastigheter är höga, och den våg hastighet och styrka av biomaterialet är låg, tröghets och stress vågutbredning i materialet efterfrågan olikformig deformering. Detta fenomen är störst vid exempel kanterna och minst i centrum. Eftersom proverna är cylindrar, kan mitten av provet inte tränga oenhetlig radiell expansion till skillnad från kanterna. Därför, efter en viss tid, provets mittlinje kan vara nära approximeras såsom uniaxiell.
ent "> På grund av observationen av provet centrum uppvisar enaxlig deformation efter några inledande" ring-up "tid, kan FEA sedan användas för att extrahera centrum data, vilket inte är möjligt för den experimentuppställning för att fånga. Här är" ring -upp "tid är tidsrymd under den inledande fasen av en SHPB prov när spänningstillstånd jämvikt uppnås. För att göra detta, är de virtuella FEA töjningsgivare jämfört med de experimentella töjningsgivare, och de materiella konstantvarieras tills god överensstämmelse är uppnåtts. Tabell 2 ger de representativa materialkonstanterna för hjärnan som erhållits genom den kopplade SHPB experiment FE simuleringsmetodik. Vidare Figur 4 visar att SHPB experimentell sant spännings-töjningskurvan mäter faktiskt den första invariant stress, snarare än enaxlade lastning -riktningen stress stam beteende. Medan de flesta andra studier 12-18 helt enkelt presentera experimentella resultat, figur3 visar att en sådan representation av mekanisk respons av ett biomaterial skulle underskatta enaxlig svar, som är relevant för FE modellering simulering av verkliga randvärdesproblem (BVPs). Därför användning av SHPB experimentella resultat enbart skulle vara felaktig om den inte kombineras med FE-typ modellering för att bedöma enaxlig beteende.
Figur 1:. En översikt av kundanpassade polymer Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) används för att testa svin hjärnprover Denna siffra har modifierats Prabhu et al, 2011 9..
Figur 2: Exempel på extraktion från färska (<3 timmar efter slakt) från (a) svinhjärna, och(B) provet tas med hjälp av en 30 mm innerdiameter dö i överlägsen sämre riktning. Denna siffra har modifierats Prabhu et al., 2011 9.
Figur 3:. Jämförelse av Σ 33 för experiment, MATLAB Fitting Rutin (material punkt simulator), FE prov genomsnittliga uppgifter FE töjningsmått genom DAVID Viskoelastiskt vid 750 sek -1 Felet banden i den experimentella händelsen / reflekterade vågor representerade osäkerhet. Denna siffra har modifierats Prabhu et al., 2011 9.
Figur 4: Tomter av Finita Element (FE) simulering Σ Mises, Σ 11, Σ 22,31, 33, Σ 12, Σ 23, tryck (första Invariant av stress) och Σ 13 och experiment under deformation för cylindriska prov på 750 sek -1. Här tryckspänningar är negativa. Denna siffra ändrats från Prabhu et al., 2011 9.
Figur 5:. Skiss över det polymera Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) inställning Denna siffra har modifierats Prabhu et al, 2011 9..
Figur 6: Schematisk av (a) experimentell inrättas för SHPB tester och (b) FE simuleringsmodell tillsammans med (c) en närbild av händelsen reflekterade bargränssnitt. Detta FE simuleringsmodell genomfördes utan något prov. FE modell dämpning koefficienter α R och β R för simuleringarna hölls vid 3,0 och 1,2.
Figur 7:. Jämförelse mellan experiment och Finita Element (FE) simulering Σ 33 för grishjärna prov komprimering vid 6,5 ms -1 FE simulering σ 33 beräknades per post bearbeta stam mätningar från FE-simulering genom MSU hög töjningshastighet programvara.
Figur 8: Schematisk bild av (a) Finita Element (FE) som inrättats för Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) tester, (b) prov FE simulering dimensionermed ett prov, och (c) en översikt av SHPB setup med ett prov. FE modell dämpning koefficienter α R och β R för simuleringarna hölls vid 3,0 och 1,2. Denna siffra har modifierats Prabhu et al., 2011 9.
Figur 9: Schematisk ritning av tvåfaldig korrelation av de verkliga spänning-töjning responser av mjuka-biologiska material för SHPB experimentet och FE-simulering.
Figur 10. (A) Jämförelse mellan infallande och reflekterade stam mätningar i en Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB), för experiment och Finite Element Analysis (FEA), och (b) SHPB experiment och finitae Element (FE) simulering Σ 33 för grishjärna prov kompression vid 750 sek -1. FE simulering Σ 33 beräknades per post bearbeta stam mätningar från FE-simulering genom DAVID Viskoelastiskt programvara. De felband i experimentella händelsen / reflekterade vågor representerade osäkerhet. Denna siffra har modifierats Prabhu et al., 2011 9.
Tabell 1:. Sammanfattning av variabler och modell Ekvationer för MSU TP 1.1 Denna tabell har ändrats från Prabhu et al, 2011 9 och et al Bouvard 2010 11...
| Modell Konstanter | Värden |
| μ (MPa) | 25,00 |
| K (MPa) | 12492,00 |
| γ vo (sek -1) | 100000,00 |
| m | 1,00 |
| Yq (MPa) | 8,20 |
| α p | 0 |
| λ L | 5,00 |
| μ R | 0,05 |
| R s1 | 1,40 |
| ho | 47,21 |
| X o 1 | 0,75 |
| x * satt | 0,01 |
| x * o | 1,20 |
| g o | 0,30 |
| C κ 1 (MPa) | 0,40 |
| h 1 | 0 |
| e o s2 | 0 |
| e satt s2 | 0,40 |
| C κ 2 (MPa) | 0 |
Tabell 2: Värdenmaterialkonstanter för hjärnmaterial använder MSU TP 1,1 viskoplasticitet modell. Denna tabell ändrats från Prabhu et al., 2011 9.
| Striker Bar | Infall bar | Överförd Bar | |
| Material | 1-1 / 2 "Polykarbonat (PC) stång * | 1-1 / 2 "Polykarbonat (PC) stång * | 1-1 / 2 "Polykarbonat (PC) stång * |
| Densitet (kg / m 3) | 1.220 x 10 3 | 1.220 x 10 3 | 1.220 x 10 3 |
| Diameter (m) | 1,285 x 10 -3 | 3,810 x 10 -2 | 3,810 x 10 -3 |
| Längd (m) 7,620 x 10 -1 | 2,438 | 1,219 |
* McMaster-Carr TM 1-1 / 2 "stav (McMaster-Carr TM, Chicago, IL, USA).
Tabell 3:. Mått och materialegenskaper hos de polymera barer som används i Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) inställning Denna tabell har ändrats från Prabhu et al, 2011 9..
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Det rapporterade metod som kopplar SHPB experiment och FE modellering av SHPB erbjuder en ny och unik teknik för att bedöma enaxlig sanna stress stam svar på en biomaterial vid höga töjningshastigheter. För att upphandla mekaniska egenskaper är utmärkande för den naturliga vävnaden, måste man vara noga med att hålla biomaterialet provet mellan 5,56-7,22 ° C före SHPB testning. Om provet kyls under 5,56 ° C börjar vatten närvarande i vävnaden att kristallisera i is och därefter förändrar vävnads mekaniska egenskaper. Medan andra forskare 15-18 har fryst provet i bevarandesyfte från mekanisk nedbrytning, de resultat som uppnåtts av dessa från SHPB testning avkastning avsevärt olika mekaniska svar. Vidare, en rapport från Van Ee och Myers 23 visade att mjuka biomaterial testats inom fem timmar efter slakt gav de bästa experimentella resultat. Dessutom var PBS-lösningen som valts till stmalm biomaterial prover och cylindriska prover eftersom dess osmolaritet och jonkoncentration liknar biologiska vätskor 9.
Baserat på arbete av Gray och Blumenthal 24 i ASM handbok om hög töjningshastighet testning av mjuka material, ett optimalt prov bildförhållande, eller förhållandet mellan provtjocklek och diameter, var fast besluten att vara 0,5 eller mindre beroende på vilken typ av biomaterial varelse testas (porcin hjärna, lever, senor eller fett). Gray och Blumenthal 24 observerades i sin studie att prover med ett bildförhållande större än 0,5 inte rymma den dynamiska kraften jämvikt under en SHPB test. Prov utvinning började med ett munstycke av rostfritt stål för att dissekera biomaterialet i överlägsen sämre riktning för att skapa en lång, cylinderformat biomaterial. En kirurgisk skalpell användes sedan för att skära 15 mm tjocka prover från den långa cylindern, vilket gav flera cylindriska testprover (figur 2). Provetnärmast överordnade sidan av provet var kännetecknas normalt med orgelns ytkontur (superior eller övre yta). Till exempel när en hjärna prov dissekerades hjärnan sulci och gyri tecknas den övre ytan. Här omsorg har vidtagits för att säkerställa planhet av ytan, som erhölls genom öppning av "ojämn" överlägsen yta med en kirurgisk skalpell. I allmänhet provens tjockleksvariationer var mindre än 0,5 mm, vilket kom till 3% av den genomsnittliga provtjockleken. Proverna antas ha likformig tjocklek som variationen i tjocklek var mindre än 3%. Anskaffning av biomaterial fördes i enlighet med ett h och alla SHPB tester utfördes på under 4 timmar efter avlivning.
Den SHPB stress våg data registrerades genom en serie av töjningsgivare fästa vid händelsen och sänds bar. Testuppställningen beskrivs här används polymera stänger i stället för traditional metallstänger, eftersom dessa har visat sig producera en lägre brusgolvet 25. En detaljerad förteckning över de SHPB polymera barer "material och dimensioner framgår av tabell 3. Innan analysera biomaterialet var SHPB apparaten kalibreras och verifieras med en serie av" no-prov "experiment. Dessa experiment tjänade till att kontrollera en väl fungerande händelsen och överförda bar töjningsgivare och utvärdera buller eller störningar införs genom metallhöljen, töjningsgivare eller DAQ systemet. Den SHPB fungerade genom att släppa komprimerat kväve via den pneumatiska ställdon för att snabbt påskynda anfallaren bar. Anfallaren bar påverkade sedan händelsen bar och tryck påkänningsvågen skapats av denna påverkan fortplantas genom händelsen bar. När påkänningsvågen nått slutet av den infallfältet, var den associerade kinetiska energin delad med en del visar sig som en reflekterad dragpåkänning våg i incibuckla bar och den kvarvarande energin manifesteras som en kompressiv spänningsvåg övergå till nästkommande mediet. I provtest, reste tryckvågen i provet och sedan i den överförda baren medan "no-prov" testet får tryckvågen att gå direkt från det inträffade till den överförda bar. De spänningsvågor redovisas här produceras olika tryck inom händelsen bar, prov, och överförs bar, och dessa tryck tjänade som randvillkor för att simulera olika töjningshastigheter observerats i SHPB experiment.
FE modellering av SHPB tester krävs två-faser på ett sätt som liknar den experimentella apparaten verifiering. FE modell av själva apparaten kalibrerades för "no-prov" fall (Figur 6) där alla tre polymer staplar delades elastiska materialegenskaper med en Youngs modul av 2391 MPa och Poissons tal på 0,36. I <stark> Figur 6, betecknar den negativa z-axeln mot belastningsriktningen med σ 33 betecknar den motsvarande tryckspänning. Denna kalibrering säkerställt att de polymera barer besatt lämpliga materialegenskaper och att töjningsgivare mätningar i FE-modellen var jämförbara med resultat från "no-prov" fall (Figur 7). Efter FE-modellen av anordningen validerades ades biomaterialet provet tillsättes och "prov" testfall utsattes för en kalibrering, verifiering, och valideringsprocessen (fig 7). Lämpligheten elementet storlek i vår mesh (FE modell verifiering) testades genom att använda en maskkonvergens strategi. Maskor av samma geometri konstruerades med en serie av allt mindre element; maskorna varierade i storlek från 4703 till 3111 tusen totala element. Denna konvergens studie visade att maskorna i 12.000 delar eller mer gav liknande resultat, vilket motsvararden nedre gräns på konvergens. Denna studie använde också en materialmodell (MSU TP Ver. 1.1) kan beskriva komplexa material beteenden som uppvisas av biomaterial i allmänhet. Här fångar materialmodell de viskoelastiska-viskoplastisk svar amorfa material tillsammans med historia effekter och töjningshastigheten beroende, som för närvarande används för att beskriva de materiella svaren från hjärnan 9 och lever 26. De elastiska och oelastiska svar präglades med hjälp av en uppsättning av konstitutiva relationer som sammanfattas i tabell 1. Dessa ekvationer får modellen att uttrycka och förena kortsiktiga beteende i samband med dynamisk eller omedelbar material svar, liksom långsiktiga beteende i samband med steady- statliga material svar. Modellen ger också möjlighet att inkludera historia effekter hänförliga till förändringar i biomaterialet mikro genom användning av ISV: er.
Den FE modellen KALed genom en serie steg (Figur 9). SHPB experimentella data användes för att kalibrera den konstitutiva modellen ISV använda ett material punkt simulator. Sedan var de experimentella och FEA töjningsgivare uppgifter både undersöktes tills god överensstämmelse bekräftades (Figur 9). Därefter tillsattes töjningsgivaren mätningar från SHPB tester och FE simuleringar jämfördes (figur 10). Korrelationer uppnåddes vid bestämning töjningsmätare mätningar från SHPB systemet och det mekaniska svaret hos provet. Det bör påpekas att under kalibreringen materialet punkten simulatorn gav en endimensionell spänningstillstånd medan både SHPB experiment och FE-simuleringar gav en tredimensionell spänningstillstånd. De olika spänningstillstånd produceras motsvarande skillnader i σ 33 (Figur 10). Materialmodellkonstanterna optimerades tills σ 33 från SHPB test matchas σ 33 från FE simultioner. Här processen för optimering utfördes iterativt tills de experimentella och FE töjningsgivare resultaten var i god överensstämmelse tillsammans med de tredimensionella spänningstillstånd erhålls genom bearbetning av de experimentella och FEA töjningsgivare data via MSU höga programvara. Dessutom var den iterativa optimering också genomförts så att den endimensionella material punkt simulator och endimensionella FE provcentrum σ 33 var också i god överensstämmelse.
Den resulterande endimensionell sant spännings-stam beteende som erhållits genom materialet punkten simulator representerar då motsvarande enaxlade sanna stress stam respons för ett biomaterial som erhållits genom SHPB tester vid höga töjningshastigheter. Sammanfattningsvis ger den ovan nämnda metod ett effektivt sätt att extrahera den uniaxiella experimentella resultatet med hjälp av simuleringsverktyg FE. Den kopplade SHPB experiment FE simulering också lindras tvetydigheter om theories på tröghetseffekter genom att visa att en stor del av den stress-stam svar var inneboende biomaterialet. Slutligen var effekterna av prov geometri ändringar (cylindriska kontra ringformig) observerades ha minimal effekt på förneka den så kallade tröghets effekt, som drev den "första spiken." Användningen av denna metod är begränsad till mjuka biomaterial och är tidskrävande. Dessutom är kopplingen av SHPB experimentet och SHPB FE modell med en ISV materialmodell komplex. Men den främsta fördelen med denna metod att det resulterande materialet konstanter och ISV-modellen kan användas för att simulera olika mekaniska skadescenarier.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna förklarar härmed att det inte finns några intressekonflikter med allt material i samband med denna publikation.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| High pressure 316 stainless steel threaded pipe fitting, 1/2 male x 1/4 female pipe size, hex reducing bushing | McMaster-Carr | 2 | |
| Type 316 stainless steel threaded pipe fitting, 3/4 male x 1/4 female, hex reducing bushing 150 psi | McMaster-Carr | 2 | |
| Easy-maintenance type 316SS ball valve, with 316 stainless steel ends, 1/2" NPT female | McMaster-Carr | 2 | |
| Easy-maintenance type 316SS ball valve, with 316 stainless steel ends, 3/4" NPT female | McMaster-Carr | 2 | |
| ASME-code stainless steel pop-safety valve, 1/4 NPT male, 300 psi | McMaster-Carr | 2 | |
| Precision extreme-pressure 316SS pipe fitting, 1/2 x 1/2 pipe size, 1-7/8" length, hex nipple | McMaster-Carr | 8 | |
| type 316 stainless steel threaded pipe fitting, 1/2 pipe size, tee, 150 psi | McMaster-Carr | 2 | |
| Test gauge with safety case, polyester case, standard, dry, 600 psi | McMaster-Carr | 2 | |
| Digital gauge, plastic case, 2-1/2" dial, 1/4 bottom connection, 300 psi | McMaster-Carr | 2 | |
| Type 316 stainless steel 37 degree flared tube fitting, adapter for 1/4" tube OD x 1/8" NPT male pipe | McMaster-Carr | 12 | |
| 303 stainless steel 37 degree JIC swivel fitting for 3/16" ID | McMaster-Carr | 12 | |
| High-pressure chemical hose, 3/16" ID, 0.312" OD, 3,000 psi | McMaster-Carr | 6 | |
| High-Purity Gas Regulator Single-Stage, Nitrogen, 0-125 psi, CGA #580 | McMaster-Carr | 2 | |
| Hose for Nitrogen Gas, Argon, and Oxygen Brass Fem Fittings, PTFE Hose, 3' L, 1/4" ID, 3,600 psi | McMaster-Carr | 2 |
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 1/4 x 1/4 Pipe Size, Hex Nipple | McMaster-Carr | 4 | |
| Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 3/4 x 3/4 Pipe Size, Hex Nipple | McMaster-Carr | 2 | |
| Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 1/4 Male x 1/8 Female Pipe Size, Hex Bushing | McMaster-Carr | 2 | |
| Standard Brass Compression Tube Fitting Adapter for 1/4" Tube OD x 1/4" NPTF Male Pipe | McMaster-Carr | 4 | |
| Kobalt 1/4 in Mini Regulator with Gauge | Lowes | 2 | |
| 1/4" x 25 ft polyethylene tubing | Lowes | 2 | |
| 1-1/2" Diameter Polycarbonate (PC) Rod | McMaster-Carr | 2 | |
| LTV-35 4-Way Valve Mead Fluid Dynamics | Motion Industries | 2 | |
| Pneumatic double action actuator | Valtronic | 2 | |
| Stainless Steel Ball Valve 1/2" | Valtronic | 2 | |
| Buckeye pressure vessel | Buckeye | 2 | |
| SR-4 General Purpose FAE-25-35SX Strain Gages | Micro-Measurement Vishay Precision Group | 2 | |
| M-M Signal Conditioning Amplifier 2310A | Micro-Measurement Vishay Precision Group | 1 | |
| Laser ROLS-W optical sensor | Monarch Instruments | 1 |
References
- Champion, H. R., Holcomb, J. B., Young, L. A. Injuries from explosions: physics, biophysics, pathology, and required research focus. J Trauma. 66 (5), 1468-1477 (2009).
- Aubry, M. 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. Br J Sports Med. 36 (1), 6-10 (2002).
- Born, C. T. Blast trauma: the fourth weapon of mass destruction. Scand J Surg. 94 (4), 279-285 (2005).
- Cullis, I. G. Blast waves and how they interact with structures. J R Army Med Corps. 147, 16-26 (2001).
- Ngo, T., Mendis, P., Gupta, A., Ramsay, J. Blast Loading and Blast Effects on Structures–An Overview. Electronic Journal of Structural Engineering. 7, 76-91 (2007).
- Usmani, Z. Intelligent Agents in Extreme Conditions – Modeling and Simulation of Suicide Bombing for Risk Assessment. Web Intelligence and Intelligent Agents. , (2010).
- Guskiewicz, K. M. Cumulative effects associated with recurrent concussion in collegiate football players the NCAA Concussion Study. JAMA. 290 (19), 2549-2555 (2003).
- Finkelstein, E., Corso, P., Miller, T. The Incidence and Economic Burden of Injuries in the United States. , Oxford University Press. New York (NY). (2006).
- Prabhu, R. Coupled experiment/finite element analysis on the mechanical response of porcine brain under high strain rates. JMech Behav Biomed Mater. 4 (7), 1067-1080 (2011).
- Horstemeyer, M. F. Integrated Computational Materials Engineering (ICME): Using Multiscale Modeling to Invigorate Engineering Design with Science. , Wiley Press. (2012).
- Bouvard, J. L. A general inelastic internal state variable model for amorphous glassy polymers. Acta Mechanica. 213, 1-2 (2010).
- Kenner, V. H., Goldsmith, W. Impact on a simple physical model of the head. J Biomech. 6 (1), 1-11 (1973).
- Khalil, T. B., Viano, D. C., Smith, D. L. Experimental analysis of the vibrational characteristics of the human skull. J. Sound Vib. 63 (3), 351-376 (1979).
- Pervin, F., Chen, W. W. Dynamic mechanical response of bovine gray matter and white matter brain tissues under compression. J Biomech. 42 (6), 731-735 (2009).
- Prevost, T. P., Balakrishnan, A., Suresh, S., Socrate, S. Biomechnics of brain tissue. Acta Biomater. 7 (1), 83-95 (2011).
- Saraf, H., Ramesh, K. T., Lennon, A. M., Merkle, A. C., Roberts, J. C. Mechanical properties of soft human tissues under dynamic loading.J. J Biomech. 40 (9), 1960-1967 (2007).
- Van Sligtenhorst, C., Cronin, D. S., Wayne Brodland, G. High strain rate compressive properties of bovine muscle tissue determined using a split Hopkinson bar apparatus. J Biomech. 39 (10), 1852-1858 (2006).
- Song, B., Chen, W., Ge, Y., Weerasooriya, Y. Dynamic and quasi-static compressive response of porcine muscle. J Biomech. 40 (13), 2999-3005 (2007).
- MSU JHBT Data Processing and MSU High Rate Software Manual. , Available from: https://icme.hpc.msstate.edu/mediawiki/index.php/File:MSU_JHBT_Data_Processing_and_MSU_High_Rate_Software_Manual.zip (2014).
- Zhao, H., Gary, G. On the use of SHPB techniques to determine the dynamic behavior of materials in the range of small strains. Int J Solids Struct. 33 (23), 3363-3375 (1996).
- Zhao, H., Gary, G., Klepaczko, J. R. On the use of a viscoelastic split hopkinson pressure bar. Int J Impact Eng. 19 (4), 319-330 (1997).
- MSU TP Ver 1.1.. , Available from: https://icme.hpc.msstate.edu/mediawiki/index.php/File:MSU_TP_Ver_1.1.zip (2014).
- Gray, G. T., Blumenthal, W. R. ASM Handbook, Mechanical Testing and Evaluation. 8, ASM International. 488-496 (2000).
- Dharan, C. K. H., Hauser, F. E. Determination of stress-strain characteristics at very high strain rates. Exp. Mech. 10 (9), 370-376 (1970).
- Chen, J., Priddy, L. B., Prabhu, R., Marin, E. B., Horstemeyer, M. F., Williams, L. N., Liao, J. Traumatic Injury: Mechanical Response of Porcine Liver Tissue under High Strain Rate Compression Testing. Proceedings of the ASME 2009 Summer Bioengineering Conference (SBC2009). , Resort at Squaw Creek. Lake Tahoe, CA, USA. (2009).
