A Element Modeling Metodologia Juntamente Experiment-finito para Avaliar alta Strain Rate Mechanical Response de Biomateriais macios

Bioengineering

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Summary

O estudo atual prescreve uma metodologia de simulação elemento finito-experimento juntamente para se obter a resposta mecânica dinâmica uniaxial de biomateriais moles (cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.). Os resultados experimentais multiaxiais que surgiram por causa de abaulamento amostra obtida a partir de Split-Hopkinson Bar testes de pressão foram prestados a um comportamento uniaxial stress-strain verdadeiro quando simulado através da optimização iterativa da análise de elementos finitos do biomaterial.

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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

Este estudo oferece uma abordagem de simulação de elemento finito e experimental combinado (FE) para analisar o comportamento mecânico de biomateriais macios (por exemplo, cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.) quando expostos a altas taxas de deformação. Este estudo utilizou um Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) para gerar taxas de deformação de 100-1,500 sec -1. O SHPB empregue uma barra avançado que consiste de um material viscoelástico (policarbonato). Uma amostra do biomaterial foi obtida logo post-mortem e preparados para o ensaio SHPB. O espécime foi interposto entre o incidente e barras transmitidos, e os componentes pneumáticos do SHPB foram activadas para dirigir a barra avançado para a barra incidente. O impacto resultante gerou uma onda de tensão de compressão (ou seja onda incidente) que viajou através da barra de incidente. Quando a onda de tensão de compressão atingido o fim da barra incidente, uma porção continua para a frente através da amostra e transmitido barra (i.e. onda transmitida) enquanto outra parcela revertida através da barra incidente como uma onda de tração (isto é refletido onda). Estas ondas foram medidos utilizando extensômetros montados sobre o incidente e bares transmissíveis. O comportamento tensão-deformação verdadeira da amostra foi determinada a partir de equações com base na propagação de ondas e equilíbrio força dinâmica. A resposta de tensão-deformação experimental era tridimensional na natureza porque o espécime incharam. Como tal, a tensão hidrostática (primeiro invariante) foi utilizado para gerar a resposta de tensão-deformação. A fim de extrair o uniaxial (unidimensional) resposta mecânica do tecido, uma optimização iterativa acoplado foi realizada utilizando os resultados experimentais e análise de elementos finitos (FEA), que continha um modelo (ISV) Material de variável de estado interno usado para o tecido. O modelo de material ISV utilizado nas simulações FE da montagem experimental foi calibrado de forma iterativa (ou seja otimizado) aos dados experimentais, tais that do experimento e FEA valores strain gage e primeiro invariante de tensões estavam de acordo.

Introduction

Motivação

O objetivo fundamental da divisão acoplada - Hopkinson Bar Pressão (SHPB) experimento / modelagem de elemento finito de biomateriais macios (tais como cérebro, fígado, tendão, gordura, etc.) foi extrair seus comportamentos mecânicos uniaxiais para posterior aplicação no corpo humano FE simulações sob cargas mecânicas prejudiciais. A Finite Element modelo corpo humano (FE) é constituído por uma malha corpo humano detalhado e uma história modelo (ISV) de material variável dependente multiscale viscoelástico-viscoplástico Estado Interno para vários órgãos humanos. Este modelo corpo humano pode ser usado para um quadro para construir melhores normas para proteção de danos, para projetar equipamentos de proteção inovadora e permitir veicular projeto centric ocupante.

Dois modos de lesão taxa alta têm sido amplamente observada em trauma humano: explosão explosivo e impacto brusco. Danos Blast from armamento explosivo é a principal fonte de traumatic lesão (TI) ea principal causa de morte no campo de batalha 1. Quando detonadas, esses explosivos formar uma onda de choque para fora propagação que produz acelerações e deformações grandes e abruptas. As cargas resultantes representam sérias ameaças para as pessoas expostas. Embora qualquer parte da anatomia podem ser feridos por ondas de choque, as áreas principais de preocupação são (1) a extremidade inferior devido à sua proximidade com o solo, e (2) a cabeça desde lesões podem inibir a função normal do cérebro e sobrevivência 2 , 3. Estas lesões podem ser classificadas como lesões primárias, secundárias, ou terciárias, dependendo do tipo de lesão sofrida. Uma vez que a força de um explosivo é caracterizada pelo seu tamanho ou peso, distância de afastamento, a duração de impulsos positiva, e meio através do qual se desloca, pode ser difícil para categorizar adequadamente estas lesões 3-6. Relatórios do Congresso indicam que os militares sofreram quase 179 mil lesões traumáticas devido ao explosivoarmamento e veículos falhas no Iraque e no Afeganistão de 2000 a março 2010 2. Devido à natureza e locais de combate moderno, lesões na cabeça são uma preocupação principal para ambos os militares e civis 3.

Além de cenários de combate, TI tem uma variedade de causas, incluindo trauma automotiva; rodeio, motocicleta e acidentes domésticos; e lesões esportivas. Por exemplo, apesar das melhorias em equipamentos e protocolos de segurança, induzida mecanicamente traumatismo crânio-encefálico (TCE) continua a ser a principal fonte de mortalidade e morbidade ao longo da vida em os EUA O Centro de Controle e Prevenção de Doenças (CDC) informa que há aproximadamente 1,4 milhões de eventos de TBI cada ano, dos quais cerca de 50.000 são fatais. Futebol americano responde sozinho por mais de 300.000 TBIs a cada ano 7. Os sobreviventes de tais lesões estão em risco de complicações neurológicas de longo prazo relacionados com a sensação, cognição e comunicação. Neste momento, existem cerca de5,3 milhões de americanos que vivem com essas desvantagens crônicas e incapacidades. US custos médicos diretos e indiretos 2000-2010 totalizou 60.000 milhões dólares 8. No entanto, estes números não levam em conta os custos e perdas não-médicos, ou os custos suportados pelas famílias e amigos que apoiam vítimas de TCE. Além da análise econômica puramente, deficiência induzida pelo TCE cria uma redução significativa na qualidade de vida que pode se manifestar como um encargo significativo para as famílias ea sociedade.

A necessidade de uma maior compreensão da formação, caracterização, e prevenção de TI é clara. Estudos biomecânicos dos mecanismos subjacentes que causam TI fornecer uma visão e oportunidade de reduzir a exposição ou melhorar características de segurança para aqueles com risco potencial de TI. Além disso, mais avanço da compreensão geral de formação de TI pode melhorar os métodos de diagnóstico e critérios, fornecendo aos profissionais médicos que tratam de TI com melhores meios de melhorar o resultados e salvar vidas.

Um melhor conhecimento dos mecanismos de lesão e uma melhor compreensão da biomecânica do desenvolvimento lesão são necessários para desenvolver medidas de protecção eficazes para o corpo humano. Historicamente, as simulações que visam lesões prevendo foram dificultadas por restrições computacionais, bem como a fidelidade do anatômica e modelos de materiais empregados. Simulações de corpo inteiro têm incidido sobre as cargas gerais sobre cada parte do corpo, mas o local de estresse, tensão, e os danos em cada órgão, músculo, osso, etc, não foi observado. Por exemplo, modelos momento ombro usar as dimensões do braço, a carga, e o ângulo de pesquisa aplicado para valores tabulares que especificam se ou não uma situação particular é perigoso. Um cálculo de que a natureza é útil para as estimativas rápidas, mas não pode capturar o que está acontecendo no local da mão todo o caminho até o ombro, especialmente quando danos e lesões são intrinsecamente local. Em segundo lugar, FE ssimulacoes e têm sido utilizadas para capturar a resposta local. A limitação a estes esforços não foi em si FEA, mas os modelos de materiais que definem o comportamento de cada parte do corpo sob cargas de prejuízo explosão. Modelos de materiais anteriormente utilizados são adaptados a partir de materiais simples e não têm se esforçado para captar a miríade de comportamentos mecânicos complexos exibidas por tecidos biológicos. Portanto, de alta fidelidade modelos computacionais com modelos de materiais ISV para órgãos do corpo humano representam a forma mais realista de investigar a física e biomecânica de TIs, para projetar equipamentos de proteção inovadora, e de estabelecer melhores condições para métricas de prejuízo.

Fundo em Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) e variável de estado interno (ISV) Material Modelo

Devido a questões éticas envolvidas com os ensaios in vivo de órgãos humanos e os problemas logísticos associados aos testes de cadáveres humanos em larga escala, o curresforço de investigação ent envolve experimentos mecânicos in vitro utilizando amostras preparadas a partir de órgãos extraídos de substitutos de origem animal (por exemplo, porco como um substituto mais frequentemente utilizado). SHPB polimérico tem sido o método preferido para ensaios in vitro biomateriais moles a elevadas taxas de deformação. Os comportamentos de deformação relevantes de testes SHPB e informações relacionadas danos do tecido correspondente dos aspectos microestruturais do tecido são incorporados em nossos modelos de materiais ISV para obter descrições de órgãos mecânicos 9-10. Estes modelos de material são então implementado no nosso modelo de corpo humano virtual para realizar FEA de várias lesões. Este processo permite-nos avançar para a meta de prever com precisão a física ea natureza de uma lesão para um determinado órgão sob diversas condições de carga mecânicos (induzida por explosão por exemplo, acidente de carro e impacto sem corte), sem a necessidade de uma maior experimentação física. A fim de descrever com precisão tele fenomenológico propriedades mecânicas, em especial a dependência da velocidade de carregamento de nível superior, dos biomateriais usados ​​nas simulações FE do corpo humano, SHPB experimentos foram realizados em biomateriais para obter respostas mecânicas dinâmicas em taxas de deformação pertencentes a ITs humano. Uma visão geral da configuração SHPB no Centro de Sistemas Avançados Veiculares (CAVS), Mississippi State University (MSU) é apresentado na Figura 1.

Estudos anteriores demonstraram que o teste SHPB tem três grandes falhas associados 12-18. O primeiro e mais importante é o efeito de inércia de material, que se mostra na resposta mecânica de alta velocidade de deformação de um espécime de biomateriais como um pico inicial. De modo a ultrapassar este problema, os esforços de investigação anteriores sugeriram modificando a geometria do corpo de prova de forma cilíndrica ou cubóides de forma anular. Os comportamentos mecânicos resultantes de tais estudos eram diferentes from um do outro, porque a geometria da amostra afectada a propagação da onda, interacções de onda, e a resposta mecânica. Este tipo de modificação para a geometria da amostra conduziu a representações erradas do comportamento mecânico (estado de tensão multiaxial e não uniforme) do biomaterial. A segunda grande falha foi a incapacidade de manter o equilíbrio força dinâmica durante um teste. Os investigadores superou este problema, reduzindo a relação da espessura da amostra e o diâmetro e / ou congelação do tecido, antes do teste. Embora reduzindo a relação da espessura da amostra e o diâmetro abordaram a questão de equilíbrio força dinâmica, congelando o tecido ainda mais complicado o procedimento de teste, uma vez que as propriedades do material alterado devido à cristalização de água presente no tecido. Um número de estudos completamente abandonado o SHPB para evitar falhas acima mencionadas e usados ​​tubos de choque para obter a resposta de tempo de pressão em vários modelos animais (ratos, porcos, etc.). No entanto, estes ummodelos IMAL não dão unidimensionais comportamentos tensão-deformação uniaxiais necessárias para modelos de materiais utilizados em simulações FE. A terceira falha foi o fracasso da SHPB para dar uma dimensionais resultados de tensão-deformação, porque a amostra de tubulares devido à suavidade de material e a quantidade de teor de água presente na amostra.

Assim, o SHPB apresenta um aparelho de teste viável para angariar dados de taxa de alta exigência. Para materiais macios, no entanto, induz a SHPB abaulamento que produz um estado de tensão tridimensional principalmente da pressão hidrostática, mas os dados de uma dimensão de tensão-deformação se desejado. Mostramos aqui como ainda se pode usar o SHPB para angariar a curva verdadeira tensão-deformação uniaxial unidimensional para calibração do modelo de material; Contudo, o processo envolvido na obtenção do verdadeiro curva de tensão-deformação uniaxial é complicada. Este processo inclui os dados experimentais multi-axiais e os resultados da simulação FE, e requer iterativo de recalibraçãoas constantes de material modelo. A implementação de um modelo tridimensional do material de ISV em MATLAB, também conhecido como simulador ponto material, requer dados experimentais unidimensionais para a calibração. Assim, o modelo de material ISV foi otimizada utilizando um processo de calibração sistemática. Aqui, os dados experimentais de ensaios SHPB foi considerada no contexto da formulação teoria ondulatória e equilíbrio força dinâmica (MSU High Rate Software). A fim de ter em conta a dispersão viscoelástico do SHPB polimérico, equações de dispersão viscoelástico, como relatado por Zhao et al. (2007), foram implementados em MSU Software High Rate. As equações de dispersão viscoelásticas ajudou a garantir uma força de equilíbrio dinâmico durante o teste. O simulador ponto material unidimensional foi então ajustado no contexto de um par experimento-FE metodologia de modelação até que os dois processos foram considerados suficientemente compatíveis, isto é, os dados de ambos estavam em boa concordância. Estes dados eramusado para ajustar as constantes materiais modelo ISV comparando (unidimensional) resposta mecânica do simulador resposta a materiais MATLAB e (unidimensional) espécime estresse central do modelo SHPB FE. Aqui componente de tensão exemplar do modelo FE foi ao longo da direção de carregamento de onda. Em seguida, o comportamento tridimensional do modelo exemplar FE foi calibrado de forma iterativa realizando simulações FE e ajuste constantes ISV para que média em volume direção de carregamento de estresse correlacionado bem com a verdadeira resposta de tensão-deformação experimental. Assim, um processo de optimização iterativa entre os dados experimentais, os resultados FE, e unidimensional material modelo ISV foi conduzido. A Tabela 1 apresenta um resumo das variáveis ​​de material modelo ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.

O elemento mais importante dessa metodologia é a obtenção da resposta mecânica unidimensional do biomaterial e os seus parâmetros de materiaispara o modelo de material ISV, que contorna os problemas de testes SHPB do estresse-estado não-uniformidade. É também separa a resposta não linear inicial do biomaterial resultantes de efeitos de inércia e processa uma resposta mecânica que é intrínseca ao material. A metodologia acoplado também mostraram que uma alteração na geometria da amostra muda completamente o problema de fronteira Valor (BVP) e a direcção de carregamento verdadeira tensão-deformação da amostra. Como tal, o método acima mencionado pode ser usado com qualquer material modelo (fenomenológico microestrutural ou à base) para a calibração e, em seguida, simular comportamentos alta taxa de deformação de órgãos humanos sob cargas mecânicas prejudiciais.

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Protocol

Declaração de Ética: NOTA: O presente trabalho é exclusivo para a política de investigação da instituição, e segue estritamente a bio-segurança e do Office adequado da conformidade regulamentar (ORC) orientações.

1. Biomaterial Specimen Procurement

  1. Usar equipamento de protecção pessoal de acordo com os protocolos de biossegurança padrão de laboratório e / ou instituição. Usar sapatos fechados dedos, calças compridas, um jaleco, luvas cirúrgicas, uma máscara de protecção e óculos de segurança durante o manuseio de tecido porcino e testes.
  2. Obter tecido porcino (cabeça, abdômen, ou perna) de suínos saudáveis ​​a partir de um matadouro local no prazo de 1-2 horas post mortem.
  3. Armazenar tecido porcino em sacos de segurança de risco biológico e, em seguida, colocá-los em um recipiente gelado (~ 5,56-7,22 ° C).
    NOTA: Use um termômetro para verificar se a temperatura na amostra de suíno não cai abaixo de 7,22 ° C.
  4. Transportar tecido porcino para o laboratório mais próximo(Na Faculdade de Medicina Veterinária da Universidade Estadual de Mississippi) para dissecção.
  5. Sob a supervisão de um veterinário na Faculdade de Medicina Veterinária, extrair cirurgicamente órgão suíno (cérebro, fígado, músculo, tecido adiposo, ou tendão) e coloque-os em recipientes cheios com tampão fosfato salino (PBS) para armazenamento temporário (pH 7,4).
  6. Armazenar os recipientes com PBS em um refrigerador gelado (~ 5,56-7,22 ° C) e imediatamente transportá-los para a instalação de ensaio para a preparação de amostras e testes SHPB.

2. Biomaterial Preparação de Amostras

  1. Remover o órgão suíno do recipiente PBS e coloque-o sobre uma superfície estéril.
  2. NOTA: Identificar a orientação fibras primárias e localizações para cada amostra de teste. Use um cilíndrico morrer com um diâmetro interno de 30 mm e dissecar a amostra de teste a partir do órgão suíno.
  3. Se a amostra de teste é entalado dentro da matriz cilíndrica, injectar PBS através da extremidade oposta da dissecçãoferramenta para permitir que a amostra de ensaio para deslizar para fora intacta. Colocar a amostra de teste extraído numa zona separada da superfície estéril.
  4. Usar um bisturi para cortar a amostra com a relação de aspecto e espessura prescrita.
    NOTA: Para o teste de amostras SHPB suína, a espessura é de 10-15 mm, enquanto a relação de aspecto (relação espessura / diâmetro) é 0,33-0,50 (Figura 2).
  5. Use pinças para medir a espessura eo diâmetro em três locais diferentes.
  6. Armazenar todas as amostras de teste em PBS fresco até que o dispositivo SHPB está pronto para o teste.
    NOTA: Certifique-se de que as amostras são testadas dentro de 4 horas após o abate.
  7. Descartar as amostras que não são cilíndricas devido à incisão erros ou variações na secção transversal. Coloque amostras descartados em sacos de segurança de risco biológico. Repita os passos de 2,2-2,6 para obter amostras de teste adicionais.

3. Split-Hopkinson Bar Testes de Pressão

  1. Coloque a barra de atacante, bar incidente, e bar transmitido no mfueiros Etal para testes SHPB.
    NOTA: Certifique-se de que as barras estão em movimento livre ao toque e que suas interfaces estão alinhados uns com os outros. Fornecer uma rolha de bar transmitida para a segurança.
  2. Ligue os extensômetros aderiram ao incidente e transmitidos bares para o amplificador de sinal. Ligue os amplificadores de condicionamento de sinal e o computador módulo DAQ.
  3. Inicializar o software de captura de dados de alta velocidade.
  4. Verifique a captura ao vivo dos sinais para ver se eles estão dentro da faixa normal, e anular os sinais de ruído, clicando no ícone zero.
  5. Entrada o nível de disparo ea taxa de dados (2 MHz).
  6. Inicializar o software para gravar uma vez atingido o nível de disparo.
  7. Coloque a barra avançado adjacente à câmara de pressão. Encher a câmara de pressão para uma pressão desejada.
    NOTA: A faixa de pressão típica é 5-25 psi.
  8. Zero fora o medidor de velocidade a laser, premindo o botão de zero e configurá-lo para ler os ba atacantevelocidade r, definindo a faixa refletor na barra atacante por trás dos sensores laser.
  9. Coloque a câmara de confinamento da amostra de tal modo que não impeça o movimento de incidente e reflectida bar. Coloque a barra incidente em contato com o bar transmitido.
  10. Para fins de calibração, execute um teste (sem amostra) rodando em gatilho para a câmara de pressão na barra atacante.
  11. Uma vez que os dados são adquiridos no computador, salvar e analisar os dados calibre SHPB tensão (que é discutido na próxima seção) para assegurar que o procedimento de teste está funcionando corretamente.
  12. Colocar a amostra cilíndrica entre o incidente e transmitida bar e, em seguida, fechar a câmara de amostras confinamento.
    NOTA: Certifique-se de que nenhum pré-condicionamento é realizada na amostra.
  13. Executar tarefas 3,4-3,7 com a amostra colocada entre o incidente e transmitida bar.
    NOTA: Verifique se a linha central da amostra é o mesmo que a linha central bar. Antes proceeding, verifique também se a amostra não é compactado, mas permanece na mesma geometria como extraída anteriormente.
  14. Após a conclusão do teste, utilize sanitário descartável limpa para remover os resíduos de amostra a partir da barra incidente, bar transmitida, e câmara de confinamento amostra. Elimine todos os detritos e limpa em sacos de segurança de risco biológico.
  15. Higienizar a bares e amostra confinamento câmara utilizando uma solução de limpeza 70% de etanol e toalhetes sanitários.

4. SHPB Dados pós-processamento

  1. Abra o "MSU High Rate Software 19" para a análise de ondas Hopkinson Bar.
  2. Comece o software examinando a janela Configurações e escolher a opção "Tensão / Compression" na aba Modo de teste uniaxial. Além disso, selecione "2 Gages" na guia Medidores e clique em "Continue".
  3. Na janela principal, selecione o Open File 1 Tab, e navegue até a onda incidente de dados a partir do registro de strain gage na incident bar. Selecione a guia Arquivo Abrir 2 para importar o bar transmitida registro strain gage.
  4. Selecione a guia Parâmetros na janela principal e inserir os parâmetros físicos da configuração do teste, incluindo: dimensões de barra, tensão de esticar fatores, posições strain gage e constantes dispersão viscoelástico. Clique em "Continuar".
  5. Em seguida, selecione a guia Dados Selecione na janela principal e use as barras de cursor para reduzir o conjunto de dados para apenas a quantidade de dados que contêm o incidente, refletida e transmitida ondas. Clique em "Continuar".
  6. Em seguida, selecione a guia Waves Selecione na janela principal e use as barras de cursor para limitar a onda incidente na Onda incidente Graph, a onda refletida na onda Graph refletida, ea onda transmitida na onda Graph Transmissíveis. Clique em "Continuar".
  7. Depois disso, selecione a guia correta na janela principal para permitir que o software para corrigir a dispersão viscoelástico 20-21.
  8. Nãow selecionar o Deslocamento de separador na janela principal. No gráfico de onda, utilize o cursor para arrastar o incidente, refletida e transmitida ondas para a mesma posição inicial no tempo, selecionando cada um individualmente na onda Select Tab. Ver todas as ondas no gráfico de dados. Depois de concluído, clique em "Continuar".
  9. No arquivo de resultados, salvar a carga, deslocamento, posição e velocidade, perfis, clicando em "Salvar como".
  10. Use os métodos convencionais de Microsoft Excel (ou qualquer outro software de planilha eletrônica) para calcular verdadeiro estresse e deformação real usando as dimensões do espécime medido antes do ensaio Hopkinson Bar.

Modelagem 5. SHPB Finite Element

  1. Usando o software comercial de elementos finitos (FE), criar um modelo FE da configuração SHPB.
    NOTA: Use as mesmas geometrias e propriedades do material.
  2. Atribuir uma velocidade inicial para o modelo FE da barra atacante para inicializar a simulação FE.
    NOTA: A velocidadedo atacante bar deve corresponder ao que no experimento SHPB para uma taxa de estirpe particular 9.
  3. Criar um modelo FE da configuração SHPB sem uma amostra colocada entre o incidente e bares transmissíveis. Executar a simulação FE.
    NOTA: A velocidade simulada bar atacante deve corresponder à velocidade bar atacante experimental sob a condição de "não-amostra". Atribuir propriedades dos materiais indicados na Tabela 1 para as barras poliméricos.
  4. Verifique se as medições strain gage (mancha em função do tempo) no experimento e simulação FE estão em bom acordo.
  5. Incorporar a amostra biomaterial no modelo FE da configuração SHPB. Atribuir a implementação tridimensional (em formato de arquivo vumat 22) do material modelo ISV para a amostra de 11 biomaterial.
  6. Realizar um estudo de malha refinamento usando três diferentes tamanhos de malha e, em seguida, analisar os resultados para determinar se as soluções convergem.
    NOTA: A malhatamanho corresponde ao número total de hexaedro e / ou elementos tetraédricos que compreendem o modelo de FEC. Selecione o modelo FE com o tamanho menor de malha que converge após novas simulações 9.
  7. Conduzir a two-step FE calibração do modelo. No primeiro passo, carregar os dados experimentais para o unidimensional implementar do material modelo ISV.
  8. Calibrar a curva de tensão-mancha verdadeira da experiência com a verdadeira curva tensão-deformação do modelo, ajustando os parâmetros do modelo material de ISV (ver Tabela 1).
    NOTA: Mais iterações são necessárias porque os dados SHPB experimental é tridimensional na natureza, enquanto o modelo de material é unidimensional.
  9. Atribuir as constantes materiais ISV à amostra biomaterial no modelo FE da configuração SHPB.
  10. Executar a simulação FE com a velocidade barra avançado e taxa de deformação da amostra correspondente a estirpe os testes SHPB na mesma taxa de deformação.
  11. Compare as medições strain gage de experimento e simulação FE para boa concordância (tensão em função do tempo).
    NOTA: Se não houver concordância entre as simulações FE e valores calibre experimento tensão, prossiga para a segunda etapa do processo de calibração do modelo. Caso contrário, repita Tarefas 5,7-5,11.
  12. Na segunda etapa da calibração do modelo FE, execute os dados strain gage simulação SHPB FE experimentar software de pós-processamento, software MSU High Rate 19-21.
    NOTA: Se a verdadeira resposta de tensão-deformação simulado compara à verdadeira resposta de tensão-deformação experimental, em seguida, a dois passos FE calibração do modelo foi concluída. Caso contrário, repita Tarefas 5,7-5,12.
  13. Executar um volume médio da direção de carregamento (Σ 33) estresse ao longo dos elementos central da amostra modelo FE.
    NOTA: Se esse estresse está em bom acordo com a curva de tensão-deformação do unidimensional ISV resultado modelo material, então os resultados obtidos através de Tarefas 5.7-5,12 São totalmente calibrado. Caso contrário, repita Tarefas 5,7-5,13. A verdadeira resposta de tensão-deformação capturado através da implementação de uma dimensão do modelo de material ISV representa a verdadeira resposta de tensão-deformação uniaxial de um biomaterial que foi testado em uma configuração SHPB.

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Representative Results

A eficácia da metodologia acoplado é exemplificado na Figura 3. Aqui, a resposta experimental de tensão-deformação SHPB para o cérebro está num estado de tensão mais baixa (com uma tensão de pico de 0,32 MPa) em comparação com o estado de tensão do material unidimensional ponto simulador (com um valor de pico de 0,74 MPa), o que é semelhante à linha de centro da amostra FE média (elemento). Isto é devido à natureza de deformação que os biomateriais moles exposição. Porque as taxas de deformação são elevadas, e a velocidade da onda e da força do biomaterial é baixo, a propagação da onda de inércia e o stress no material de procura de deformação não uniforme. Este fenómeno é maior nas extremidades da amostra e pelo menos no centro. Uma vez que as amostras são cilindros, o centro da amostra não pode deslocar a expansão radial não uniforme ao contrário das bordas. Portanto, após um certo período de tempo, a linha central da amostra pode ser estreitamente aproximada como uniaxial.

ent "> Devido à observação da linha central da amostra apresentando deformação uniaxial após alguns inicial" anel-up "o tempo, em seguida, FEA pode ser usado para extrair os dados da linha central, que não é possível para a instalação experimental para capturar. Aqui, o" anel -up "o tempo é o período de tempo durante a fase inicial de um teste de estresse SHPB quando o equilíbrio de estado é atingido. Para fazer isso, os medidores virtuais FEA tensão são comparados com os extensômetros experimentais, e as constantes materiais são variados até bom acordo é atingido. A Tabela 2 apresenta as constantes de materiais representativos para o cérebro obtido através da metodologia de simulação SHPB experimento-FE acoplado. Além disso, a Figura 4 mostra que a curva de tensão-deformação verdadeira experimental SHPB realmente mede o primeiro invariante de tensão, em vez de o carregamento uniaxial comportamento tensão-deformação -Direção. Enquanto a maioria dos outros estudos 12-18 simplesmente apresentar os resultados experimentais, Figura3 mostra que tal representação da resposta mecânica de um biomaterial seria subestimar a resposta uniaxial, o que é relevante para FE simulação modelagem do mundo real problemas dos valores limite (PVLs). Assim, uma utilização do resultado experimental SHPB sozinha seria prejudicada se não acoplado com FEC-tipo de modelagem para avaliar o comportamento uniaxial.

Figura 1
Figura 1:. Uma visão geral da personalização polímero Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) usado para testar amostras de cérebro de suíno Este valor foi modificado a partir Prabhu et al, 2011 9..

Figura 2
Figura 2: Amostra de extracção fresco (<3 h pós-mortem) a partir de (a), cérebro porcino, e(B) extração de amostra usando um diâmetro interno 30 milímetros morrer na direção superior-inferior. Este valor foi modificado a partir Prabhu et al., 2011 9.

Figura 3
Figura 3:. Comparação de Σ 33 para experimento, MATLAB Rotina Fitting (simulador ponto material), FE espécime dados médios e medidas de tensão FE através DAVID viscoelástico, a 750 seg -1 As bandas de erro no incidente experimental / ondas refletidas representado incerteza. Este valor foi modificado a partir Prabhu et al., 2011 9.

Figura 4
Figura 4: A parcela de Elementos Finitos (FE) de simulação Σ Mises, Σ 11, Σ 22,31; 33, 12 Σ, Σ 23, Pressão (Primeira invariante do Stress) e Σ 13 e experimento durante a deformação para amostra cilíndrica, a 750 s-1. Aqui tensões de compressão são negativos. Este valor foi modificado a partir Prabhu et al., 2011 9.

Figura 5
Figura 5:. Esquemático da configuração polimérico Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) Este valor foi modificado a partir Prabhu et al, 2011 9..

Figura 6
Figura 6: Esquema do (a) montagem experimental para testes SHPB e (b) modelo FE simulação juntamente com (c) um close-up da barra refletido em incidentesinterface. Esta simulação modelo FE foi realizada sem qualquer amostra. Modelo FE amortecimento coeficientes α e β R R para as simulações foram mantidas em 3,0 e 1,2.

Figura 7
Figura 7:. Comparação de experiência e de Elementos Finitos (FE) Σ simulação 33 para compressão amostra cérebro suíno, em 6,5 ms -1 FE simulação σ 33 foram calculados pelo correio processar as medições de deformação de simulação FE através MSU alta Strain Rate software.

Figura 8
Figura 8: Esquema do (a) Elementos Finitos (FE), criado para testes Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB), (b) dimensões de amostra de simulação de FE,com uma amostra, e (c) uma visão geral da configuração SHPB com uma amostra. Modelo FE amortecimento coeficientes α e β R R para as simulações foram mantidas em 3,0 e 1,2. Este valor foi modificado a partir Prabhu et al., 2011 9.

Figura 9
Figura 9: Esquema da correlação de duas vezes as verdadeiras respostas tensão-deformação de materiais macios-biológico para SHPB experimento e simulação FE.

Figura 10
Figura 10. (A) Comparação de incidente e refletida medições de deformação em um Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB), para experimentar e Análise de Elementos Finitos (FEA), e (b) experiência SHPB e FInite Elemento (FE) Σ simulação 33 para compressão amostra cérebro porcino a 750 s-1. FE simulação Σ 33 foram calculados pelo processamento das medições de deformação de simulação FE pós através de software DAVID viscoelástico. As bandas de erro no incidente experimental / ondas refletidas representado incerteza. Este valor foi modificado a partir Prabhu et al., 2011 9.

Tabela 1

Tabela 2

Tabela 1:. Resumo das variáveis ​​e equações do modelo para MSU TP 1.1 Este quadro foi modificado a partir Prabhu et al, 2011 9 e Bouvard et al, 2010 11...

Modelo Constantes Valores
μ (MPa) 25.00
K (Mpa) 12.492,00
γ vo (s-1) 100.000,00
m 1.00
Y o (MPa) 8.20
α p 0
λ L 5.00
μ R 0,05
RS1 1.40
Fo 47.21
x o 1 0,75
x * sentou 0,01
x * o 1.20
vai 0,30
C κ 1 (MPa) 0,40
h 1 0
e o s2 0
e sentou-s2 0,40
C κ 2 (MPa) 0

Tabela 2: Valoresde constantes de material para material cerebral usando MSU TP 1.1 Viscoplasticidade modelo. Este quadro foi modificado a partir Prabhu et al., 2011 9.

Striker Bar Incidente bar Bar transmitida
Material 1-1 / 2 "de policarbonato (PC) haste * 1-1 / 2 "de policarbonato (PC) haste * 1-1 / 2 "de policarbonato (PC) haste *
Densidade (kg / m 3) 1,220 x 10 3 1,220 x 10 3 1,220 x 10 3
Diâmetro (m) 1,285 × 10 -3 3,810 x 10 -2 3,810 × 10 -3
Comprimento (m) 7,620 × 10 -1 2.438 1.219

* McMaster-Carr TM 1-1 / 2 rod "(McMaster-Carr TM, Chicago, IL, EUA).

Tabela 3:. Dimensões e materiais propriedades dos bares poliméricos usados ​​em Split-Hopkinson Bar Pressão (SHPB) configuração Esta tabela foi modificado a partir Prabhu et al, 2011 9..

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Discussion

A metodologia informou que casais do experimento SHPB e modelagem FE da SHPB oferece uma nova e única técnica para avaliar a verdadeira resposta de tensão-deformação uniaxial de um biomaterial em altas taxas de deformação. A fim de obter as propriedades mecânicas intrínsecas no tecido nativo, deve ser tomado cuidado para manter a amostra biomaterial entre 5,56-7,22 ° C antes do teste SHPB. Se a amostra for arrefecida abaixo de 5,56 ° C, a água presente no tecido começa a cristalizar-se em gelo e, subsequentemente, altera as propriedades mecânicas do tecido. Enquanto outros pesquisadores 15-18 ter congelado a amostra para fins de preservação de degradação mecânica, os resultados obtidos a partir dos mesmos SHPB rendimento testes consideravelmente diferentes respostas mecânicas. Além disso, um relatório por Van Ee Myers e 23 mostraram que os biomateriais macias testadas dentro de 5 horas post mortem deu os melhores resultados experimentais. Além disso, a solução de PBS foi escolhido para respécimes de biomateriais de minério e amostras cilíndricas porque sua osmolaridade e concentração de íons são semelhantes aos fluidos biológicos 9.

Com base no trabalho de Gray e Blumenthal 24 no Manual ASM em testes de alta velocidade de deformação de materiais macios, uma óptima relação de aspecto de amostra, ou relação entre a espessura da amostra de diâmetro, foi determinada como sendo de 0,5 ou menos, dependendo do tipo de ser biomaterial testado (cérebro porcino, fígado, tendão ou gordura). Gray e Blumenthal 24 observaram em seu estudo que as amostras com um rácio de aspecto maior do que 0,5 não acomodar o equilíbrio força dinâmica durante um teste SHPB. Extração da amostra começou usando uma matriz de aço inoxidável para dissecar o biomaterial na direção superior-inferior para criar uma peça longa, cilíndrica do biomaterial. Um bisturi cirúrgico foi então usada para cortar 15 milímetros de espessura a partir de amostras do cilindro longo, obtendo-se várias amostras de teste cilíndrico (Figura 2). A amostramais perto do lado superior da amostra foi caracterizada normalmente com o contorno da superfície do órgão (de superfície superior ou superior). Por exemplo, quando uma amostra de cérebro foi dissecado do cérebro e sulcos giros caracterizado a superfície superior. Aqui foi tomado cuidado para assegurar o nivelamento da superfície, a qual foi obtida por uma incisão na superfície superior "irregular" com um bisturi cirúrgico. Em geral, as variações de espessura amostras foi inferior a 0,5 mm, o que veio a 3% da espessura média da amostra. As amostras foram assumidos ter espessura uniforme enquanto a variação na espessura era inferior a 3%. Contratos de biomateriais foi concluída em menos de 1 hora, e todos os testes foram realizados SHPB em menos de 4 horas após o sacrifício.

Os dados de onda estresse SHPB foi gravado por uma série de medidores de deformação afixadas no incidente e transmitida bar. A configuração de teste descrita aqui utilizado bares poliméricos em vez do traditbarras de metal ional, como estes têm sido observadas para produzir um nível de ruído mais baixo 25. Uma lista detalhada dos materiais e dimensões 'as barras SHPB poliméricos são apresentados na Tabela 3. Antes da análise do biomaterial, o aparelho foi calibrado SHPB e verificado através de uma série de experiências de "não-amostra". Estas experiências serviram para verificar o bom funcionamento do incidente e transmitidos extensômetros bar e avaliar qualquer ruído ou interferência introduzida pelos invólucros de metal, extensômetros, ou sistema DAQ. O SHPB funcionou pela liberação de nitrogênio comprimido através do atuador pneumático para acelerar rapidamente a barra de atacante. O bar atacante, em seguida, impactou o bar incidente, ea onda de tensão de compressão criado por este impacto propagou através do bar incidente. Quando a onda de tensão alcançado o fim da barra incidente, a energia cinética associada foi dividida com uma porção que se manifesta como uma onda de tensão de tracção reflectida na incibar dente, ea energia restante que se manifesta como uma onda de tensão de compressão transferidos para a mídia subseqüentes. Na configuração de teste da amostra, a onda de compressão viajou para o modelo e, em seguida, na barra transmitido enquanto o teste de "no-amostra" permitiu que a onda de compressão para ir diretamente a partir do incidente à Ordem transmitida. As ondas de tensão armazenada aqui produzido pressões diferentes dentro do bar incidente, amostra, e transmitida bar, e essas pressões serviu como as condições de contorno para simulando o intervalo de taxas de deformação observada em experimentos SHPB.

FE modelagem de testes SHPB necessária-duas fases de um modo similar ao aparelho de verificação experimental. O modelo de FEC-se o aparelho foi calibrado para o caso "não-amostra" (Figura 6) no qual todos os três barras poliméricos foram atribuídas propriedades de material elástico com um módulo de Young de 2391 MPa e proporção de 0,36 de Poisson. Em <forte> Figura 6, o eixo z negativo indica a direcção da carga com 33 σ denotando a tensão de compressão correspondente. Esta calibragem assegurado que as barras poliméricos possuía propriedades materiais adequadas e que as medições de calibre de tensão no modelo de FE foram comparáveis ​​aos resultados do processo de "não-amostra" (Figura 7). Após o modelo de FEC do aparelho foi validado, o biomaterial amostra foi adicionado e o caso de teste "amostra" foi submetido a uma calibração, verificação, e processo de validação (Figura 7). A adequação do tamanho do elemento em nossa malha (FE verificação do modelo) foi testada usando uma abordagem de convergência malha. As malhas de a mesma geometria foram construídos com uma série de elementos de cada vez menores; as malhas variaram em tamanho de 4.703 para 3.111 mil elementos totais. Este estudo indicou que a convergência malhas de 12.000 ou mais elementos forneceram resultados semelhantes, representando, assim,o limiar mínimo de convergência. Este estudo também usou um modelo de material (MSU TP Ver. 1.1) capaz de descrever os comportamentos materiais complexos exibidos por biomateriais em geral. Aqui, o modelo de material capta as respostas viscoelásticas-viscoplástico de materiais amorfos, juntamente com efeitos de história e dependência da taxa de deformação, que está actualmente a ser usado para descrever as respostas materiais do cérebro e do fígado 9 26. As respostas elásticas e não elásticas foram caracterizadas usando um conjunto de relações constitutivas resumidos na Tabela 1. Essas equações permitiu que o modelo para expressar e reconciliar comportamento de curto prazo associada a uma resposta de material dinâmico ou instantâneo, bem como o comportamento de longo prazo associados com estacionário respostas materiais estaduais. O modelo também proporciona a capacidade de incluir efeitos história relacionadas com alterações na microestrutura biomaterial através da utilização de ISV.

O modelo de FE foi CALIBRAÇed através de uma série de passos (Figura 9). SHPB dados experimentais foi utilizado para calibrar o modelo constitutivo ISV usando um simulador de ponto material. Em seguida, os dados strain gage experimentais e FEA foram analisados ​​até bom acordo foi confirmado (Figura 9). Em seguida, as medições de strain gage de testes e simulações SHPB FE foram comparados (Figura 10). As correlações foram alcançados para determinar as medições do calibre de tensão do sistema SHPB e o comportamento mecânico da amostra. Deve-se salientar que durante a calibração do simulador ponto material rendeu um estado de tensão unidimensional, enquanto ambos os experimentos e simulações SHPB FE produziu um estado de tensão tridimensional. Os diferentes estados de tensão produzida diferenças correspondentes em σ 33 (Figura 10). As constantes de modelo de material foram otimizadas até a σ 33 a partir de testes SHPB combinava com a σ 33 de FE simulções. Aqui, o processo de otimização foi realizada de forma iterativa até que os resultados strain gage experimentais e FE estavam de acordo, juntamente com os estados de tensão tridimensionais obtidas pelo processamento dos dados strain gage experimentais e FEA através do software de alta taxa MSU. Além disso, a optimização iterativa foi também conduzido de tal modo que o simulador ponto material unidimensional e a FE unidimensional espécime σ central 33 também estão em boa concordância.

O comportamento tensão-deformação verdadeira resultante unidimensional obtida através do simulador ponto material, em seguida, representa a verdadeira resposta de tensão-deformação uniaxial equivalente para um biomaterial obtida através de testes SHPB em altas taxas de deformação. Em resumo, a metodologia acima mencionada dá uma forma eficaz para extrair o resultado experimental uniaxial usando a ferramenta de simulação FE. A simulação SHPB experimento-FE acoplado ambigüidades também aliviadas relativas theories sobre os efeitos inerciais, mostrando que grande parte da resposta ao stress-tensão era intrínseco ao biomaterial. Finalmente, os efeitos das modificações da geometria da amostra (cilíndricas contra anelar) foram observados para ter um efeito mínimo na negando o chamado efeito de inércia, o qual conduzia o "pico inicial". O uso do presente método é limitado a biomateriais moles e é demorado. Além disso, o acoplamento do experimento SHPB e modelo SHPB FE com uma material modelo ISV é complexo. No entanto, a principal vantagem desta metodologia é que as constantes de material resultantes e o modelo ISV pode ser utilizado para simular diversos cenários de lesão mecânica.

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Disclosures

Os autores declaram que não há conflito de interesses com todos os materiais relacionados a esta publicação.

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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