A Accoppiato Experiment-finite Element Modeling metodologia per la valutazione alta Strain Rate risposta meccanica di soft Biomateriali

Bioengineering

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Summary

L'attuale studio prevede una metodologia di simulazione agli elementi finiti esperimento accoppiato per ottenere la monoassiale risposta meccanica dinamica di biomateriali molli (cervello, fegato, tendine, grassi, ecc.) I risultati sperimentali multiassiali sorti a causa del campione sporgenti ottenuti da Split-Hopkinson test di pressione Bar sono stati resi ad un monoassiale vero comportamento sforzo-deformazione quando simulato attraverso l'ottimizzazione iterativa delle analisi agli elementi finiti del biomateriale.

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Prabhu, R., Whittington, W. R., Patnaik, S. S., Mao, Y., Begonia, M. T., Williams, L. N., Liao, J., Horstemeyer, M. F. A Coupled Experiment-finite Element Modeling Methodology for Assessing High Strain Rate Mechanical Response of Soft Biomaterials. J. Vis. Exp. (99), e51545, doi:10.3791/51545 (2015).

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Abstract

Questo studio offre un elemento sperimentale e finiti combinato (FE) approccio di simulazione per l'esame del comportamento meccanico dei biomateriali molli (ad esempio, il cervello, il fegato, tendine, grassi, ecc) in presenza di alti tassi di deformazione. Questo studio ha utilizzato un Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) per generare velocità di deformazione di 100-1,500 sec -1. Il SHPB impiegato un bar attaccante costituito da un materiale viscoelastico (policarbonato). Un campione del biomateriale è stato ottenuto in breve post-mortem e preparato per la prova SHPB. Il campione è stato interposto tra l'incidente e bar trasmessi, e componenti pneumatici della SHPB sono stati attivati ​​per guidare la barra attaccante verso il bar incidente. Il conseguente impatto generato un'ondata tensione di compressione (es onda incidente) che ha viaggiato attraverso la barra incidente. Quando l'onda sollecitazione di compressione ha raggiunto la fine della barra incidente, una porzione continuato in avanti attraverso il campione e trasmessa bar (i.e. onda trasmessa) mentre un'altra parte ha invertito attraverso il bar incidente come un'onda di trazione (cioè riflessa a microonde). Queste onde sono stati misurati utilizzando estensimetri montati sul incidente e bar trasmessi. Il vero comportamento sforzo-deformazione del campione è stata determinata dalle equazioni basate sulla propagazione delle onde ed equilibrio forza dinamica. Il sperimentale risposta sforzo-deformazione era tridimensionale in natura perché il campione si gonfiò. Come tale, la sollecitazione idrostatica (prima invariante) è stato utilizzato per generare la risposta allo stress-strain. Per estrarre l'monoassiale (unidimensionale) risposta meccanica del tessuto, una ottimizzazione iterativa accoppiato è stato eseguito utilizzando i risultati sperimentali e analisi degli elementi finiti (FEA), che conteneva un modello variabile (DIV) materiale stato interno utilizzato per il tessuto. Il modello di materiale ISV utilizzato nelle simulazioni FE del setup sperimentale è stato calibrato iterativamente (cioè ottimizzata) ai dati sperimentali, that l'esperimento e FEA valori estensimetri e prima invariante delle tensioni erano in buon accordo.

Introduction

Motivazione

L'obiettivo cardinale della Spalato accoppiato - Hopkinson Pressure Bar (SHPB) esperimento / modellazione agli elementi finiti di biomateriali molli (come il cervello, il fegato, tendine, grasso, ecc) è stato di estrarre i loro comportamenti meccanici monoassiali per l'ulteriore attuazione nel corpo umano FE simulazioni in carichi meccanici dannosi. Il corpo umano Elementi Finiti (FE) il modello è costituito da una maglia corpo umano dettagliato e un dipendente viscoelastica-viscoplastico Stato interno Modello di variabile (ISV) materiale multiscala storia di vari organi umani. Questo modello corpo umano può essere utilizzato per un framework per costruire gli standard migliori per protezione di lesioni, per la progettazione di dispositivi di protezione innovative, e per consentire occupante disegno veicolare centric.

Due modalità di lesione alto tasso sono stati ampiamente osservati nel trauma umano: esplosione esplosivo e l'impatto brusco. Danni Blast da armi esplosivo è la fonte primaria di traumatilesioni c (TI) e la principale causa di morte sul campo di battaglia 1. Quando esplodere, questi esplosivi formano un onda d'urto esteriore di moltiplicazione che produce grandi e improvvise accelerazioni e deformazioni. I carichi risultanti costituiscono una grave minaccia per le persone esposte. Anche se qualsiasi parte del corpo può essere ferito da onde d'urto, le aree principali di interesse sono (1) l'estremità inferiore a causa della sua vicinanza alla terra, e (2) la testa da lesioni possono inibire la funzione del cervello normale e la sopravvivenza 2 , 3. Queste lesioni possono essere classificati come lesioni primarie, secondarie, terziarie o seconda del tipo di danno subito. Poiché la forza di un esplosivo è caratterizzata dal suo peso o dimensioni, la distanza standoff, durata dell'impulso positivo e mezzo attraverso il quale viaggia, può risultare difficile classificare adeguatamente queste lesioni 3-6. Rapporti del Congresso indicano che il personale militare hanno subito quasi 179.000 lesioni traumatiche dovute a esplosivoarmi e veicoli arresti in Iraq e in Afghanistan dal 2000 al marzo 2010 2. A causa della natura e le posizioni di combattimento moderno, lesioni alla testa sono una preoccupazione importante sia per la popolazione civile 3 militari.

Oltre a scenari di combattimento, TI ha una varietà di cause, tra cui un trauma automobilistico; rodeo, moto e incidenti domestici; e lesioni sportive. Traumi cerebrali, per esempio, nonostante i miglioramenti alle attrezzature di sicurezza e protocolli, indotta meccanicamente (TBI) continua ad essere una delle principali fonti di mortalità e morbilità per tutta la vita negli Stati Uniti Il Centro per il Controllo e la Prevenzione delle Malattie (CDC) riporta circa 1,4 milioni di eventi TBI ciascuno anno, di cui quasi 50.000 sono fatali. Football americano da solo rappresenta più di 300.000 TBIs ogni anno 7. Superstiti di tali lesioni sono a rischio di complicazioni neurologiche a lungo termine relativi alla sensazione, cognizione e comunicazione. In questo momento ci sono circa5,3 milioni di americani che vivono con questi svantaggi croniche e disabilità. Stati Uniti le spese mediche dirette e indirette 2000-2010 ammontano 60 miliardi dollari 8. Tuttavia, questi numeri non tengono conto dei costi e delle perdite non medici, o quelle sostenute dalle famiglie e gli amici che sostengono pazienti con trauma cranico. Al di là di analisi puramente economica, disabilità TBI indotta genera una significativa riduzione della qualità della vita che può manifestarsi come un onere significativo per le famiglie e la società.

La necessità di una maggiore comprensione della formazione, la caratterizzazione e la prevenzione di TI è chiaro. Studi biomeccanici dei meccanismi di base che causano TI forniscono informazioni e la possibilità di ridurre l'esposizione o migliorare le caratteristiche di sicurezza per i soggetti a rischio potenziale per TI. Inoltre, maggiore avanzamento della comprensione generale della formazione TI può migliorare i metodi e criteri diagnostici, fornendo i medici che trattano TI con migliori mezzi per migliorare il risultatos e salvare vite umane.

La conoscenza dei meccanismi di lesione e una migliore comprensione della biomeccanica sviluppo lesioni sono necessari per sviluppare misure protettive efficaci per il corpo umano. Storicamente, le simulazioni volte a lesioni previsione sono stati ostacolati dalle restrizioni computazionali così come la fedeltà del anatomica e modelli di materiale impiegato. Simulazioni di corpo pieno si sono concentrati sui carichi complessivi su ogni parte del corpo, ma il locale di stress, tensione e danni in ogni organo, muscolo, osso, ecc non è stata osservata. Ad esempio, i modelli di momento spalla utilizzano le dimensioni del braccio, il carico, e l'angolo richiesto per cercare i valori tabellari che specificano se un particolare scenario è pericoloso. Un calcolo del genere è utile per le stime rapide, ma non in grado di catturare ciò che sta accadendo a livello locale dalla mano fino alla spalla, soprattutto quando i danni e lesioni sono intrinsecamente locale. In secondo luogo, FE simulations sono stati utilizzati per catturare la risposta locale. La limitazione in questi sforzi non è stato FEA sé, ma i modelli di materiale che definiscono il comportamento di ogni parte del corpo con carichi lesioni esplosione. Modelli di materiali precedentemente impiegati sono adattati con materiali semplici e non hanno cercato di catturare la miriade di complessi comportamenti meccanici esibiti dai tessuti biologici. Pertanto, ad alta fedeltà modelli computazionali con modelli di materiale ISV per gli organi del corpo umano rappresentano il modo più realistico per indagare la fisica e biomeccanica di TI, di progettare dispositivi di protezione innovative, e di stabilire gli standard migliori per i parametri di pregiudizio.

Sfondo su Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) e variabile di stato interno (ISV) Modello Materiale

A causa di problemi etici connessi con la sperimentazione in vivo di organi umani e le questioni logistiche connesse con larga scala test cadaverica umana, il currsforzo di ricerca ent comporta esperimenti meccanici in vitro su campioni preparati da organi estratti da surrogati di origine animale (ad esempio, maiale come un surrogato più utilizzato). Polimerico SHPB è stato il metodo preferito per in-vitro test biomateriali morbidi ad alte velocità di deformazione. I comportamenti deformativi pertinenti test SHPB e tessuti corrispondenti informazioni danni legati dalle caratteristiche microstrutturali del tessuto sono incorporati nei nostri modelli di materiale ISV per organo descrizioni meccaniche 9-10. Questi modelli di materiali vengono poi implementati nel nostro modello di corpo umano virtuale per condurre FEA di vari infortuni. Questo processo ci consente di spostare verso l'obiettivo di prevedere con precisione la fisica e la natura di un infortunio per un determinato organo sotto diverse condizioni di carico meccanico (ad esempio esplosione indotta, incidente d'auto e l'impatto brusco) senza la necessità di ulteriori sperimentazioni fisico. Al fine di descrivere accuratamente tegli fenomenologica proprietà meccaniche, in particolare l'elevato livello di dipendenza velocità di deformazione, dei biomateriali utilizzati nelle simulazioni FE del corpo umano, gli esperimenti sono stati eseguiti su SHPB biomateriali per ottenere risposte meccaniche dinamiche a velocità di deformazione di pertinenza TI umana. Una panoramica del setup SHPB presso il Centro di veicolare Advanced Systems (CAVS), Mississippi State University (MSU) è presentato nella figura 1.

Precedenti studi hanno dimostrato che il test SHPB ha tre principali difetti ad esso associati 12-18. Il primo e più significativo è l'effetto inerziale materiale, che viene mostrata nella risposta meccanica ad alta velocità di deformazione di un campione di biomateriale come un picco iniziale. Per superare questo problema, gli sforzi di ricerca precedenti suggerito modificando la geometria del campione dalla forma cilindrica per cubiche o di forma anulare. I comportamenti meccanici risultanti da tali studi erano diversi from tra loro a causa della geometria del provino influenzato la propagazione dell'onda, interazioni onda, e la risposta meccanica. Questo tipo di modifica alla geometria provino ha portato ad errate rappresentazioni della risposta meccanica (stato di sollecitazione multiassiale e non uniforme) del biomateriale. Il secondo difetto principale era l'incapacità di mantenere l'equilibrio forza dinamica durante una prova. Ricercatori superato questo problema riducendo il rapporto campione di spessore e diametro e / o il blocco del tessuto prima del test. Riducendo il rapporto campione di spessore e diametro affrontato il problema di equilibrio forza dinamica, il congelamento del tessuto complica ulteriormente la procedura di prova come cambiato le proprietà del materiale dovuta alla cristallizzazione di acqua presente nel tessuto. Un certo numero di studi completamente abbandonato la SHPB di evitare i suddetti difetti e utilizzati tubi urto per ottenere la risposta di pressione-tempo in vari modelli animali (ratti, maiali, ecc). Tuttavia, questi unmodelli IMAL non danno una dimensione monoassiali comportamenti sforzo-deformazione necessarie per i materiali utilizzati nelle simulazioni FE. Il terzo difetto era il fallimento della SHPB dare uno risultati dimensionali sforzo-deformazione a causa del provino burattatura causa la morbidezza del materiale e la quantità di contenuto di acqua nel campione.

Quindi, il SHPB presenta un apparato di prova valida per raccogliere dati sulla frequenza alta deformazione. Per materiali morbidi, tuttavia, il SHPB induce rigonfiamento che produce uno stato tensionale tridimensionale principalmente dalla pressione idrostatica, tuttavia i dati unidimensionale sollecitazione-deformazione è desiderato. Mostriamo qui come si può ancora utilizzare il SHPB di raccogliere il monoassiale curva vero sforzo-deformazione unidimensionale per la calibrazione del modello materiale; Tuttavia, il processo necessario per ottenere la vera curva sforzo-deformazione uniassiale è complicato. Questo processo include sia i dati sperimentali multiassiali e risultati della simulazione FE, e richiede ricalibrazione iterativole costanti modello materiale. L'implementazione unidimensionale del modello materiale ISV in MATLAB, noto anche come simulatore punto materiale, richiede dati sperimentali unidimensionali per la calibrazione. Così, il modello materiale ISV stata ottimizzata utilizzando un processo di calibrazione sistematica. Qui, i dati sperimentali dei test SHPB è stata considerata nel contesto della formulazione teoria ondulatoria ed equilibrio forza dinamica (MSU High Rate Software). Per tener conto della dispersione viscoelastica del SHPB polimerico, equazioni di dispersione viscoelastico, come riportato da Zhao et al., (2007), sono state attuate in MSU Vota Software Alta. Le equazioni di dispersione viscoelastiche hanno contribuito ad assicurare vigore equilibrio dinamico durante il test. Il simulatore punto materiale unidimensionale è stato quindi regolato nel contesto di una coppia esperimento-FE metodologia di modellazione fino stati considerati i due processi per essere sufficientemente compatibili, cioè, i dati da entrambi erano in buon accordo. Questi dati sono statiutilizzato per regolare le costanti del materiale modello ISV confrontando (monodimensionale) risposta meccanica il simulatore di risposta del materiale MATLAB e (monodimensionale) esemplare sforzo centrale del modello SHPB FE. Qui componente di sollecitazione esemplare del modello FE era lungo la direzione di carico a onda. Quindi il comportamento tridimensionale del modello esemplare FE è stato calibrato in modo iterativo eseguendo simulazioni FE e regolando le costanti ISV in modo che volumi in media di carico di stress correlato direzione bene con la sperimentale vera risposta sforzo-deformazione. Così, è stato condotto un processo di ottimizzazione iterativo tra i dati sperimentali, i risultati FE, e unidimensionale modello materiale ISV. Tabella 1 fornisce una sintesi delle variabili del modello materiale ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.

L'elemento più importante per questa metodologia è ottenere la risposta meccanica unidimensionale del biomateriale e suoi parametri del materialeper il modello materiale ISV, che aggira i problemi di test SHPB dello stress-stato non uniformità. Inoltre separa la risposta non lineare iniziale del biomateriale derivanti da effetti inerziali e rende una risposta meccanica che è intrinseco al materiale. La metodologia accoppiato anche mostrato che un cambiamento nella geometria provino cambia completamente il contorno Valore Problem (BVP) e la direzione del carico vero sforzo-deformazione del campione. In quanto tale, la metodologia di cui sopra può essere utilizzato con qualsiasi modello di materiale (fenomenologico o microstrutturale-based) per la calibrazione e poi simulare comportamenti ad alto tasso di deformazione di organi umani in presenza di carichi meccanici dannosi.

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Protocol

NOTA: Etica Dichiarazione: Il lavoro in corso è unico per la politica di ricerca dell'istituzione, e segue rigorosamente l'appropriato biosicurezza e l'Ufficio della conformità normativa (ORC) le linee guida.

Appalti 1. Biomaterial campioni

  1. Indossare dispositivi di protezione individuale in accordo con i protocolli standard di biosicurezza di laboratorio e / o istituzione. Indossare scarpe chiuse a punta, pantaloni lunghi, un camice da laboratorio, guanti chirurgici, una maschera protettiva e occhiali di sicurezza durante la manipolazione del tessuto suino e test.
  2. Ottenere tessuto suino (testa, addome, o zampa posteriore) di suini sani da un mattatoio locale in 1-2 ore post mortem.
  3. Conservare tessuto suino in sacchi di sicurezza biologica e poi metterli in un contenitore ghiacciato (~ 5,56-7,22 ° C).
    NOTA: utilizzare un termometro per controllare che la temperatura nel campione suina non scende sotto 7.22 ° C.
  4. Trasporto tessuto suino al laboratorio più vicino(Presso la Facolta 'di Medicina Veterinaria in Mississippi State University) per la dissezione.
  5. Sotto la supervisione di un veterinario nel Collegio di Medicina Veterinaria, chirurgicamente estrarre organo suini (cervello, fegato, muscoli, grasso, o tendine) e metterli in contenitori riempiti con tampone fosfato salino (PBS) per lo stoccaggio temporaneo (pH 7,4).
  6. Conservare i contenitori PBS in un radiatore freddo (~ 5,56-7,22 ° C), e subito il loro trasporto al centro di testing per la preparazione del campione e il test SHPB.

2. Biomaterial Preparazione del campione

  1. Rimuovere l'organo suina dal contenitore PBS e posizionarlo su una superficie sterile.
  2. NOTA: identificare l'orientamento fibra primaria e le posizioni per ogni campione. Utilizzare un dado cilindrico con un diametro interno 30 mm a sezionare il campione dall'organo suina.
  3. Se il campione di prova si incunea all'interno dello stampo cilindrico, iniettare PBS attraverso l'estremità opposta della dissezionestrumento per consentire al campione di scivolare fuori intatto. Porre il campione estratto in una zona separata della superficie sterile.
  4. Utilizzare un bisturi per tagliare il campione per il rapporto di spessore e l'aspetto prescritto.
    NOTA: Per il test SHPB di campioni suina, lo spessore è di 10-15 mm, mentre il rapporto di aspetto (spessore / diametro) è 0,33-0,50 (Figura 2).
  5. Utilizzare pinze per misurare lo spessore ed il diametro in tre luoghi diversi.
  6. Conservare tutti i campioni di prova in PBS fresco fino a quando il dispositivo SHPB è pronto per il test.
    NOTA: Assicurarsi che i campioni sono testati entro 4 ore dopo la macellazione.
  7. Scartare campioni che non sono cilindriche a causa di incisione errori o variazioni nella sezione trasversale. Mettere i campioni scartati in sacchetti di sicurezza biologica. Ripetere i passaggi 2,2-2,6 per ottenere i campioni di test supplementari.

3. Split-Hopkinson Prova di pressione Bar

  1. Posizionare la barra attaccante, bar incidente, e il bar trasmesso nella mcandelieri etal per il test SHPB.
    NOTA: Assicurarsi che le barre siano liberi di muoversi al tatto e che le loro interfacce siano allineati tra loro. Fornire un tappo per bar trasmessa per la sicurezza.
  2. Collegare gli estensimetri aderito a incidenti e barre trasmesse al amplificatore di segnale. Attivare il segnale di condizionamento amplificatori e il computer del modulo DAQ.
  3. Inizializzare il software di acquisizione dati ad alta velocità.
  4. Verificare la cattura in tempo reale dei segnali, per vedere se essi si trovano nel range di normalità, e annullare i segnali di rumore facendo clic sull'icona zero.
  5. Inserire il livello di trigger e la velocità dei dati (2 MHz).
  6. Inizializzare il software per registrare una volta che il livello di trigger è stato raggiunto.
  7. Caricare la barra attaccante adiacente alla camera di pressione. Riempire la camera di pressione ad una pressione desiderata.
    NOTA: L'intervallo tipico di pressione è 5-25 psi.
  8. Zero il misuratore di velocità laser premendo il tasto zero e impostare per leggere le ba attaccantevelocità r impostando la striscia catarifrangente sulla barra attaccante dietro i sensori laser.
  9. Posizionare la camera del campione di confinamento tale da non ostacolare il movimento di incidente e bar riflessa. Posizionare la barra incidente in contatto con la barra trasmessa.
  10. Per la calibrazione, eseguire un test (in assenza del campione) attivando grilletto per la camera di pressione sulla barra attaccante.
  11. Una volta che i dati vengono acquisiti nel computer, salvare e analizzare i dati estensimetri SHPB (di cui si parla nella sezione successiva) per garantire che la procedura di verifica sta funzionando correttamente.
  12. Mettere il campione cilindrico tra l'incidente e la barra trasmessi e quindi chiudere la camera del campione parto.
    NOTA: Assicurarsi che non pre-condizionamento viene eseguita sul campione.
  13. Eseguire attività di 3,4-3,7 con il campione posizionato tra l'incidente e la barra trasmessa.
    NOTA: Assicurarsi che la linea centrale del campione è lo stesso come il bar centrale. Prima LAVORIng, controllare anche che il campione non è compresso, ma rimane nella stessa geometria precedentemente estratto.
  14. Dopo la prova è completa, uso sanitario monouso salviette per rimuovere i detriti campione dalla barra incidente, bar trasmessa, e la camera di confinamento del campione. Smaltire tutti i detriti e salviette in sacchetti di sicurezza rischio biologico.
  15. Sterilizzare il bar e campione reclusione da camera con una soluzione di etanolo al 70% di pulizia e salviette sanitarie.

4. SHPB dati post-processing

  1. Aprire il "MSU High Rate Software da 19" per l'analisi delle onde Hopkinson Bar.
  2. Iniziare il software esaminando la finestra Impostazioni e scegliendo l'opzione "a trazione / compressione" della scheda Modalità per il test uniassiale. Inoltre, selezionare "2 calibri" nella scheda Gages e fare clic su "Continua".
  3. Nella finestra principale, selezionare Apri file 1 Tab, e passare ai dati onda incidente dal record estensimetri sulla incident bar. Selezionare la scheda Apri File 2 per l'importazione della barra trasmessa estensimetri record.
  4. Selezionare la scheda Parametri nella finestra principale e immettere i parametri fisici del configurazione di prova, tra cui: dimensioni delle barre, la tensione per la tensione fattori, posizioni estensimetri, e le costanti di dispersione viscoelastico. Fare clic su "Continua".
  5. Selezionare quindi la Scheda Selezione dei dati nella finestra principale e utilizzare le barre del cursore per ridurre il set di dati di solo la quantità di dati contenenti l'incidente, riflessa e trasmessa onde. Fare clic su "Continua".
  6. Quindi selezionare la scheda Select Waves nella finestra principale e utilizzare le barre del cursore per limitare l'onda incidente nell'incidente onda Graph, l'onda riflessa nel riflessa onda grafico, e l'onda trasmessa nella Trasmesso onda Graph. Fare clic su "Continua".
  7. Dopo di che, selezionare la corretta scheda nella finestra principale per consentire al software di correggere la dispersione viscoelastico 20-21.
  8. Now selezionare l'Spostamento separatore nella finestra principale. In onda grafico, utilizzare il cursore per trascinare l'incidente, riflessa e trasmessa onde nella stessa posizione di partenza in tempo selezionando singolarmente nel Wave Select Tab. Guarda tutte le onde in Dati grafico. Una volta completato, fare clic su "Continua".
  9. Nel file dei risultati, salvare il carico, lo spostamento, la posizione e la velocità, i profili cliccando su "Salva con nome".
  10. Utilizzare metodi convenzionali in Microsoft Excel (o qualsiasi altro software foglio elettronico) per calcolare vero sforzo e deformazione reale utilizzando le dimensioni del provino misurato prima della prova Hopkinson Bar.

Modellazione 5. SHPB agli elementi finiti

  1. Utilizzando il software commerciale ad elementi finiti (FE), creare un modello FE del setup SHPB.
    NOTA: Utilizzare le stesse geometrie e proprietà dei materiali.
  2. Assegnare una velocità iniziale al modello FE della barra attaccante per inizializzare la simulazione FE.
    NOTA: La velocitàdel percussore barra deve corrispondere a quella nell'esperimento SHPB per una particolare velocità di deformazione 9.
  3. Creare un modello FE del setup SHPB senza un campione posto tra l'incidente e bar trasmessi. Eseguire la simulazione FE.
    NOTA: La velocità simulata bar attaccante deve corrispondere alla velocità sperimentale bar attaccante sotto la condizione di "no-campione". Assegnare le proprietà dei materiali indicati nella tabella 1 per bar polimerici.
  4. Verificare se le misure estensimetri (macchia in funzione del tempo) nella sperimentazione e simulazione FE sono in buon accordo.
  5. Incorporare il campione biomateriale nel modello FE del setup SHPB. Assegnare l'attuazione tridimensionale (in formato vumat 22) del modello di materiale ISV al campione 11 biomateriale.
  6. Eseguire uno studio di mesh refinement utilizzando tre diverse dimensioni delle maglie e poi analizzare i risultati per stabilire se le soluzioni convergono.
    NOTA: La magliadimensioni corrisponde al numero totale di sezione esagonale e / o elementi tetraedrici che compongono il modello FE. Selezionare il modello FE con le dimensioni più basso maglia che converge dopo ulteriori simulazioni 9.
  7. Effettuare la due fasi FE calibrazione del modello. Nella prima fase, caricare i dati sperimentali nella unidimensionale implementare del modello materiale ISV.
  8. Calibrare la curva sforzo-macchia vero dell'esperimento con la vera curva sforzo-deformazione del modello regolando i parametri del modello materiale ISV (vedi tabella 1).
    NOTA: Ulteriori iterazioni sono necessari poiché i dati SHPB sperimentale è tridimensionale in natura mentre il modello materiale è unidimensionale.
  9. Assegnare le costanti del materiale ISV al campione biomateriale nel modello FE del setup SHPB.
  10. Simula FE con la velocità sbarra attaccante e campione velocità di deformazione deformazione corrispondente alle prove SHPB alla stessa velocità di deformazione.
  11. Compare le misure estensimetri da esperimento e la simulazione FE per un buon accordo (ceppo rispetto al tempo).
    NOTA: Se non vi è un buon accordo tra le simulazioni FE ei valori estensimetri esperimento, procedere alla seconda fase del processo di calibrazione del modello. In caso contrario, ripetere Attività 5,7-5,11.
  12. Nella seconda fase della calibrazione del modello FE, eseguire la FE ceppo simulazione dati gage SHPB sperimentare software di post-processing, software MSU High Rate 19-21.
    NOTA: Se la vera risposta sforzo-deformazione simulato paragona allo sperimentale vera risposta sforzo-deformazione, poi il due fasi FE calibrazione del modello è stata completata. In caso contrario, ripetere Attività 5,7-5,12.
  13. Eseguire un volume medio della direzione di carico (Σ 33) sottolineano lungo gli elementi di mezzeria del campione del modello FE.
    NOTA: Se questo stress è in buon accordo con la curva sforzo-deformazione della unidimensionale ISV risultato materiale modello, quindi i risultati ottenuti attraverso le attività 5.7-5,12 Sono completamente calibrati. In caso contrario, ripetere Attività 5,7-5,13. La vera risposta sforzo-deformazione catturata attraverso l'implementazione unidimensionale del modello materiale ISV rappresenta la monoassiale vera risposta sforzo-deformazione di un biomateriale che è stato testato in una configurazione SHPB.

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Representative Results

L'efficacia della metodologia accoppiato è esemplificato in figura 3. Qui la SHPB sperimentale risposta allo stress-strain per il cervello è in uno stato di stress inferiore (con un carico di picco di 0,32 MPa) rispetto allo stato di sollecitazione del materiale unidimensionale simulatore punto (con un valore di picco di 0,74 MPa), che è simile alla linea centrale del campione FE (elemento) media. Ciò è dovuto alla natura della deformazione che biomateriali morbidi mostre. Poiché le velocità di deformazione sono alti, e la velocità dell'onda e la forza del biomateriale è basso, la propagazione delle onde inerziale e stress della domanda materiale deformazione non uniforme. Questo fenomeno è maggiore ai bordi campione e almeno nel centro. Poiché i campioni sono cilindri, il centro del provino non può spostare non uniforme espansione radiale a differenza dei bordi. Pertanto, dopo un certo periodo di tempo, la linea centrale del campione può essere strettamente approssimato come uniassiale.

ent "> Grazie all'osservazione della mezzeria del campione esibendo deformazione monoassiale dopo qualche iniziale di" ring-up "il tempo, FEA può quindi essere utilizzato per estrarre i dati di linea centrale, che non è possibile per l'apparato sperimentale per catturare. Qui il" anello -fino "tempo è il periodo durante la fase iniziale di un test SHPB quando equilibrio stress stato viene raggiunto. A tale scopo, gli estensimetri FEA virtuali vengono confrontati con gli estensimetri sperimentali, e le costanti del materiale sono molteplici fino buon accordo è raggiunto. Tabella 2 riporta le costanti del materiale rappresentativi per il cervello ottenuto attraverso la metodologia di simulazione SHPB esperimento-FE accoppiato. Inoltre, la Figura 4 mostra che la curva sperimentale vero sforzo-deformazione SHPB realtà misura la prima invariante di stress, piuttosto che il carico monoassiale -Direzione comportamento sforzo-deformazione. Mentre la maggior parte degli altri studi 12-18 semplicemente presentare i risultati sperimentali, Figura3 mostra che una tale rappresentazione della risposta meccanica di un biomateriale porterebbe a sottovalutare la risposta monoassiale, che è rilevante per la simulazione FE modellazione dei reali problemi al contorno (BVPs). Quindi, un uso del risultato sperimentale SHPB sola sarebbe errato se non accoppiato con FE-tipo modellazione per valutare il comportamento monoassiale.

Figura 1
Figura 1:. Una panoramica di misura polimero Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) utilizzato per testare campioni di cervello suina Questo dato è stato modificato da Prabhu et al 2011 9..

Figura 2
Figura 2: L'estrazione del campione dal fresco (<3 ore post-mortem) da (a) cervello suina, e(B) estrazione campione utilizzando un diametro interno di 30 millimetri muoiono nella direzione superiore-inferiore. Questo dato è stato modificato da Prabhu et al. 2011 9.

Figura 3
Figura 3:. Confronto tra Σ 33 per l'esperimento, MATLAB Fitting Routine (simulatore punto materiale), FE del provino dati medi e le misure di deformazione FE attraverso DAVID viscoelastico, a 750 sec -1 Le bande di errore nel caso sperimentale / onde riflesse rappresentati incertezza. Questo dato è stato modificato da Prabhu et al. 2011 9.

Figura 4
Figura 4: Lotto di elementi finiti (FE) simulazione Σ Mises, Σ 11, Σ 22,31; 33, 12 Σ, Σ 23, pressione (Prima invariante di stress) e Σ 13 e sperimentare durante la deformazione per il campione di forma cilindrica, a 750 sec -1. Qui tensioni di compressione sono negativi. Questo dato è stato modificato da Prabhu et al. 2011 9.

Figura 5
Figura 5:. Schema del setup polimerico Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) Questo dato è stato modificato da Prabhu et al 2011 9..

Figura 6
Figura 6: Schema di (a) set up sperimentale per le prove SHPB e (b) Simulazione modello FE insieme (c) un primo piano della barra incidente riflessainterfaccia. Questo modello di simulazione FE è stata effettuata senza alcun campione. Modello FE smorzamento coefficienti α R e β R per le simulazioni sono state mantenute a 3.0 e 1.2.

Figura 7
Figura 7:. Confronto tra esperimento e agli elementi finiti (FE) simulazione Σ 33 per la compressione del campione del cervello suina, a 6.5 msec simulazione -1 FE σ 33 sono stati calcolati per posta l'elaborazione delle misure di deformazione di simulazione FE attraverso alta Strain Rate software MSU.

Figura 8
Figura 8: Schema di (a) agli elementi finiti (FE) istituito per Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) le prove, (b) dimensioni del campione simulazione FE,con un campione, e (c) una panoramica della configurazione SHPB con un campione. Modello FE smorzamento coefficienti α R e β R per le simulazioni sono state mantenute a 3.0 e 1.2. Questo dato è stato modificato da Prabhu et al. 2011 9.

Figura 9
Figura 9: Schema di correlazione duplice delle vere risposte sforzo-deformazione di materiali morbidi-biologico per esperimento SHPB e simulazione FE.

Figura 10
Figura 10. (A) Confronto di incidente e riflesso misure di deformazione in Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB), per la sperimentazione e analisi degli elementi finiti (FEA), e (b) esperimento SHPB e finite Element (FE) simulazione Σ 33 per la compressione del campione cervello suina a 750 sec -1. FE simulazione Σ 33 sono stati calcolati per posta l'elaborazione delle misure di deformazione di simulazione FE attraverso software DAVID viscoelastico. Le bande di errore nel caso sperimentale / onde riflesse rappresentati incertezza. Questo dato è stato modificato da Prabhu et al. 2011 9.

Tabella 1

Tabella 2

Tabella 1:. Riassunto delle variabili e modelli Equazioni per MSU TP 1.1 Questa tabella è stata modificata da Prabhu et al 2011 9 e Bouvard et al, 2010 11...

Modello Costanti Valori
μ (MPa) 25.00
K (MPa) 12.492,00
γ vo (sec -1) 100.000,00
m 1.00
Y o (MPa) 8.20
α p 0
λ L 5.00
μ R 0.05
R s1 1.40
h o 47.21
X o 1 0.75
x * sat 0.01
x * o 1.20
g o 0.30
C κ 1 (MPa) 0.40
h 1 0
e o s2 0
e si sedette s2 0.40
C κ 2 (MPa) 0

Tabella 2: Valoridi costanti del materiale per materiale cerebrale utilizzando MSU TP 1.1 Viscoplasticity modello. Questa tabella è stata modificata da Prabhu et al. 2011 9.

Attacco Bar Incidente bar Bar Trasmesso
Materiale 1-1 / 2 "in policarbonato (PC) asta * 1-1 / 2 "in policarbonato (PC) asta * 1-1 / 2 "in policarbonato (PC) asta *
Densità (kg / m 3) 1.220 × 10 3 1.220 × 10 3 1.220 × 10 3
Diametro (m) 1.285 × 10 -3 3.810 × 10 -2 3.810 × 10 -3
Lunghezza (m) 7.620 × 10 -1 2.438 1.219

* McMaster-Carr TM 1-1 / 2 verga "(McMaster-Carr TM, Chicago, IL, USA).

Tabella 3:. Dimensioni e proprietà dei materiali delle barre polimerici utilizzati in Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) messa a punto di questo tavolo è stato modificato da Prabhu et al 2011 9..

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Discussion

La metodologia ha riferito che le coppie dell'esperimento SHPB e FE modellizzazione del SHPB offre una nuova e unica tecnica per valutare la monoassiale vera risposta sforzo-deformazione di un biomateriale ad alte velocità di deformazione. Al fine di ottenere le proprietà meccaniche intrinseche al tessuto nativo, la cura deve essere presa per mantenere il campione biomateriale tra 5,56-7,22 ° C prima del test SHPB. Se il campione viene raffreddato al di sotto 5,56 ° C, l'acqua presente nel tessuto inizia a cristallizzare in ghiaccio e successivamente modifica le proprietà meccaniche del tessuto. Mentre altri ricercatori 15-18 hanno congelato il campione a fini di conservazione di degrado meccanico, i risultati ottenuti da esso SHPB test rendimento notevolmente diverse risposte meccaniche. Inoltre, un rapporto di Van Ee e Myers 23 ha mostrato che i biomateriali morbide testati in 5 ore post mortem ha dato i migliori risultati sperimentali. Inoltre, la soluzione PBS è stata scelta per stcampioni biomateriali minerale e campioni cilindrici perché la sua osmolarità e la concentrazione di ioni sono simili a fluidi biologici 9.

Sulla base del lavoro di Gray e Blumenthal 24 nel ASM manuale sui test ad alta velocità di deformazione di materiali morbidi, un ottimo rapporto aspetto campione, o il rapporto di spessore del campione di diametro, è stato determinato in 0,5 o meno a seconda del tipo di essere biomateriale testato (cervello suina, fegato, tendine o grasso). Gray e Blumenthal 24 osservati nel loro studio che i campioni con un rapporto superiore a 0,5 aspetto non accogliere l'equilibrio forza dinamica durante un test SHPB. Estrazione del campione ha iniziato utilizzando uno stampo in acciaio inox per sezionare il biomateriale in direzione superiore-inferiore per creare un lungo pezzo cilindrico di biomateriale. Un bisturi chirurgico è stato poi utilizzato per tagliare 15 millimetri campioni spessi dal lungo cilindro, producendo più provini cilindrici (Figura 2). Il campionepiù vicino al lato superiore del campione era normalmente caratterizzato con profilo superficie dell'organo (superficie superiore o superiore). Per esempio, quando un esemplare del cervello è stato dissezionato solchi cervello e gyri caratterizzato la superficie superiore. Qui è avuto cura di garantire la planarità della superficie, che è stato ottenuto incidendo la superficie "irregolare" superiore con un bisturi chirurgico. In generale, variazioni di spessore campioni erano 'inferiore a 0,5 mm, pari a 3% dello spessore medio del campione. I campioni sono stati presume di avere spessore uniforme come la variazione di spessore è inferiore al 3%. Approvvigionamento di biomateriali è stata completata in meno di 1 ora, e tutti i test sono stati eseguiti SHPB in meno di 4 ore dopo il sacrificio.

I dati tensione onda SHPB stato registrato attraverso una serie di estensimetri fissati alla barra di incidente e trasmessa. La configurazione di prova descritto qui utilizzato barre polimeriche al posto del traditbarre di metallo ionale, come questi sono stati osservati per la produzione di un rumore di fondo inferiore 25. Un elenco dettagliato dei materiali e le dimensioni delle barre SHPB polimerici 'sono riportati nella tabella 3. Prima di analizzare il biomateriale, l'apparato SHPB è stato calibrato e verificato con una serie di esperimenti "no-campione". Questi esperimenti servivano a verificare il corretto funzionamento della vicenda e trasmessi bar estensimetri e per valutare eventuali rumori o interferenze introdotte dalle involucri di metallo, estensimetri, o il sistema di acquisizione dati. Il SHPB funzionato rilasciando compresso di azoto tramite l'attuatore pneumatico per accelerare rapidamente la barra attaccante. Il bar attaccante poi influenzato la barra incidente, e l'onda sollecitazione di compressione creato da questo impatto propagato attraverso la barra incidente. Quando l'onda d'urto ha raggiunto la fine della barra di incidente, l'energia cinetica associata era diviso con una porzione manifesta come un'onda trazione riflessa nella incibar dente, e l'energia residua manifesta come un'onda sollecitazione di compressione trasferito ai mezzi successive. Nella configurazione di prova del campione, l'onda di compressione viaggiato nel provino e poi nella barra trasmesso mentre il test "no-campione" ha permesso l'onda di compressione per spostare direttamente l'incidente al bar trasmesso. Le onde di stress registrati qui prodotte diverse pressioni all'interno della barra di incidente, campione, e trasmessi bar, e queste pressioni servito come le condizioni al contorno per la simulazione della gamma di velocità di deformazione osservata negli esperimenti SHPB.

FE modellazione di test SHPB richiesto due stadi in un modo simile alla verifica sperimentale apparecchiatura. Il modello FE dell'apparato stesso è stato calibrato per il caso "no-campione" (figura 6) in cui tutti e tre barre polimeriche sono state assegnate proprietà di materiale elastico con un modulo di Young di 2.391 MPa e rapporto di Poisson di 0,36. In <strong> Figura 6, l'asse z negativo indica la direzione del carico con σ 33 denota la corrispondente tensione di compressione. Questa taratura assicurato che le barre polimerici adatti possedevano proprietà del materiale e che le misurazioni estensimetriche nel modello FE erano paragonabili ai risultati della valigetta "no-campione" (Figura 7). Dopo il modello FE dell'apparecchiatura è stata convalidata, è stato aggiunto il campione biomateriale e il caso "campione" test è stato sottoposto a una calibrazione, verifica e processo di validazione (Figura 7). L'adeguatezza delle dimensioni dell'elemento nella nostra rete (FE verifica del modello) è stata testata utilizzando un approccio di convergenza mesh. Maglie della stessa geometria sono stati costruiti con una serie di elementi sempre più piccoli; le maglie variavano nel formato da 4.703 a 3.111.000 elementi totali. Questo studio ha indicato che la convergenza maglie di 12.000 o più elementi forniti risultati simili, rappresentando cosìla soglia minima di convergenza. Questo studio ha utilizzato anche un modello di materiale (MSU TP Ver. 1.1) in grado di descrivere i comportamenti materiali complessi esibiti dai biomateriali in generale. Qui, il modello materiale cattura le risposte viscoelastiche-viscoplastico di materiali amorfi con gli effetti la storia e la dipendenza della velocità di deformazione, che è attualmente utilizzato per descrivere le risposte materiali del cervello e del fegato 9 26. Le risposte elastici e anelastici sono stati caratterizzati utilizzando un insieme di relazioni costitutive riassunti nella tabella 1. Queste equazioni permesso il modello di esprimere e conciliare il comportamento a breve termine associati con risposta del materiale dinamica o istantanea, così come il comportamento a lungo termine associato con stazionario risposte materiali statali. Il modello fornisce anche la capacità di includere effetti storia legate alle variazioni nella microstruttura biomateriale attraverso l'uso di ISV.

Il modello FE è stato Calibrazed attraverso una serie di passi (Figura 9). SHPB dati sperimentali è stata utilizzata per calibrare il modello costitutivo ISV utilizzando un simulatore punto materiale. Quindi, i dati sperimentali e FEA estensimetri erano entrambi esaminati fino a un buon accordo è stato confermato (figura 9). Successivamente, le misurazioni estensimetri di test SHPB e simulazioni FE stati confrontati (Figura 10). Le correlazioni sono stati ottenuti nel determinare misurazioni estensimetriche dal sistema SHPB e la risposta meccanica del campione. Si deve rilevare che durante la calibrazione del simulatore punto materiale prodotto uno stato tensionale monodimensionale mentre entrambi gli esperimenti SHPB e simulazioni FE produssero uno stato tensionale tridimensionale. Gli stati tensionali variabili prodotte differenze corrispondenti a σ 33 (Figura 10). Le costanti modello materiali sono stati ottimizzati fino alla σ 33 dai test SHPB abbinato il σ 33 da FE simulzioni. Qui è stato effettuato il processo di ottimizzazione fuori iterativamente fino a quando i risultati sperimentali e FE estensimetri erano in buon accordo con gli stati tensionali tridimensionali ottenute elaborando i dati sperimentali e FEA estensimetri attraverso il software di alta velocità di MSU. Inoltre, l'ottimizzazione iterativa è stato condotto anche in modo che il simulatore punto materiale unidimensionale e FE unidimensionale dei campioni σ mezzeria 33 erano anche in buon accordo.

Il vero comportamento sforzo-deformazione conseguente unidimensionale ottenuta attraverso il simulatore punto materiale rappresenta quindi il monoassiale vera risposta sforzo-deformazione equivalente per un biomateriale ottenuto attraverso test SHPB ad alte velocità di deformazione. In sintesi, la metodologia di cui sopra fornisce un modo efficace per estrarre il risultato sperimentale uniassiale utilizzando lo strumento di simulazione FE. La simulazione SHPB esperimento-FE accoppiato ambiguità anche alleviate riguardanti theories sugli effetti inerziali mostrando che gran parte della risposta sforzo-deformazione era intrinseco al biomateriale. Infine, gli effetti delle modifiche alla geometria del campione (di forma cilindrica rispetto anulare) sono stati osservati per avere un effetto minimo nel negare il cosiddetto effetto inerziale, che conduce la "spike iniziale." L'utilizzo di questa metodologia è limitata a biomateriali morbidi e richiede molto tempo. Inoltre, l'accoppiamento dell'esperimento SHPB e il modello SHPB FE con un modello di materiale ISV è complessa. Tuttavia, il vantaggio principale di questo metodo è che le risultanti costanti del materiale e il modello ISV possono essere utilizzati per la simulazione di diversi scenari di incidente meccanici.

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Disclosures

Gli autori dichiarano che non ci sono conflitti di interessi con tutto il materiale relativo a questa pubblicazione.

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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