A Gekoppelt Experiment-Finite-Elemente-Modeling-Methode zur Bewertung Hohe Strain Rate Mechanisches Verhalten von weicher Biomaterialien

Bioengineering

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Summary

Die aktuelle Studie schreibt eine gekoppelte Experiment-Finite-Elemente-Simulationsmethodik, um den einachsigen dynamische mechanische Verhalten weicher Biomaterialien (Gehirn, Leber, Sehnen, Fett, etc.) zu erhalten. Die mehrachsigen Versuchsergebnisse, die entstanden, weil der Proben prall von Split-Hopkinson Pressure Bar Tests erhalten wurden, wurden einem einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsverhalten wiedergegeben, wenn durch iterative Optimierung der Finite-Elemente-Analyse des Biomaterials simuliert.

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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

Diese Studie bietet einen kombinierten experimentellen und Finite-Elemente (FE) Simulationsansatz für die Prüfung des mechanischen Verhaltens von weichen Biomaterialien (zB Gehirn, Leber, Sehnen, Fett, etc.), wenn sie hohen Dehnungsraten ausgesetzt. Diese Studie verwendet eine Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) zu Dehnraten von 100-1500 sec -1 erzeugen. Die SHPB beschäftigt göttliche bar, bestehend aus einem viskoelastischen Material (Polycarbonat). Eine Probe des erhaltenen Biomaterials wurde kurz post mortem und SHPB Test vorbereitet. Die Probe wurde zwischen der Auf- und Durch Bars eingefügt ist, und die pneumatischen Komponenten der SHPB wurden aktiviert, um die Anschlagschiene in Richtung des einfallenden Bar zu fahren. Die sich ergebende Wirkung erzeugt eine Druckspannungswelle (dh einfallende Welle), die durch das einfallende bar gereist. Wenn der Druckspannungswelle erreichte das Ende des einfallenden Bar, ein Teil weiter nach vorne durch die Probe und übermittelt bar (i.E. tragenen Welle) während ein anderer Teil durch den Vorfall bar als Zug- Welle umgekehrt (dh reflektierte Welle). Diese Wellen wurden mit Dehnungsmessstreifen auf dem Auf- und Durch Bars montiert gemessen. Die wahre Spannungs-Dehnungsverhalten der Probe wurde aus den Gleichungen basierend auf der Wellenausbreitung und dynamischen Kräftegleichgewicht bestimmt. Die experimentelle Spannungs-Dehnungs-Antwort war dreidimensionalen in der Natur, weil die Probe ausgebeult. Als solche wurde die hydrostatischen Spannungs (erste invariant) verwendet, um die Spannungs-Dehnungs-Antwort zu erzeugen. Um die einachsigen (eindimensionale) mechanische Reaktion des Gewebes extrahieren wurde eine iterative gekoppelt Optimierung unter Verwendung experimentellen Ergebnisse und Finite-Elemente-Analyse (FEA), der eine innere Zustandsgröße (ISV) Materialmodell für das Gewebe verwendet wurde, enthielt. Die ISV Materialmodell in der FE-Simulationen des Versuchsaufbaus verwendet wurde iterativ kalibriert (dh optimiert) auf experimentelle Daten der wie that des Experiments und FEA DMS-Werte und erste Invariante von Spannungen waren in guter Übereinstimmung.

Introduction

Motivation

Der Kardinal Ziel des gekoppelten Split - Hopkinson Pressure Bar (SHPB) Experiment / Finite-Element-Modellierung von Weich Biomaterialien (wie Gehirn, Leber, Sehnen, Fett, etc.) war ihre einachsiger mechanischer Verhaltensweisen für die weitere Umsetzung in menschlichen Körper FE extrahieren Simulationen unter schädigenden mechanischen Belastungen. Der menschliche Körper Finite Element (FE) Modell besteht aus einer detaillierten Körpergewebe und einer Geschichte abhängige Multiskalen-viskoelastischen viskoplastische innere Zustandsgröße (ISV) Materialmodell für verschiedene menschliche Organe. Diese menschlichen Körper Modell kann für eine Rahmen verwendet, um bessere Standards für Verletzungsschutz zu bauen, um innovative Schutzkleidung zu entwerfen und zu Insassen centric Fahrzeug-Design zu ermöglichen.

Explosive Explosion und stumpfen Auswirkungen: Zwei Modi der hohen Rate Verletzungen sind weit verbreitet in menschliche Trauma beobachtet. Explosion Schaden von explosiven Kampfmittel ist die primäre Quelle der traumatic Verletzungen (TI) und die führende Ursache des Todes auf dem Schlachtfeld 1. Wenn gezündet bilden diese Sprengstoffe eine nach außen ausbreitende Schockwelle, die große und plötzliche Beschleunigungen und Verformungen erzeugt. Die daraus resultierenden Belastungen ernsthafte Bedrohungen für diejenigen ausgesetzt. Obwohl ein Teil der Anatomie kann durch Stoßwellen verletzt werden, die Hauptproblembereiche sind (1) der unteren Extremität aufgrund seiner Nähe zu Boden, und (2) den Kopf, da Verletzungen können normale Gehirnfunktion und das Überleben 2 hemmen , 3. Diese Verletzungen können primäre, sekundäre oder tertiäre Verletzungen je nach der Art der Verletzung erlitten kategorisiert werden. Da die Stärke eines explosiven wird durch sein Gewicht oder Größe, Arbeitsabstand, positive Impulsdauer und Medium, durch das es reist ist, kann es schwierig sein, diese Verletzungen 3-6 adäquat zu kategorisieren. Congressional Berichte zeigen, dass Angehörige der Streitkräfte haben fast 179.000 traumatischen Verletzungen durch explosive erlittenWaffen und Verkehrsunfälle im Irak und in Afghanistan von 2000 bis März 2010 2. Aufgrund der Beschaffenheit und Lage der modernen Kampf sind Kopfverletzungen ein führender Anliegen sowohl für die Soldaten und Zivilisten 3.

Abgesehen von Kampfszenarien, hat TI eine Vielzahl von Ursachen einschließlich Automobil-Trauma; rodeo, Motorrad-und Haushaltsunfälle; und Sportverletzungen. Zum Beispiel, trotz Verbesserungen an Sicherheitsausrüstung und Protokollen, mechanisch induzierte traumatische Hirnverletzungen (TBI) weiterhin eine führende Quelle für Mortalität und Morbidität lebenslanges in den USA Das Center for Disease Control and Prevention (CDC) berichtet werden rund 1,4 Millionen TBI Veranstaltungen pro Jahr, von denen fast 50.000 sind fatal. American-Football allein entfallen über 300.000 TBIs jedes Jahr 7. Überlebende solcher Verletzungen mit einem Risiko für langfristigen neurologischen Komplikationen auf Empfindung, Wahrnehmung und Kommunikation. Zu dieser Zeit gibt es etwa5,3 Millionen Amerikaner leben mit dieser chronischen Nachteile und Behinderungen. Direkte und indirekte US medizinischen Kosten von 2000 bis 2010 in Höhe von $ 60000000000 8. Allerdings sind diese Zahlen nicht für nicht-medizinische Kosten und Verluste, oder diejenigen, die von den Familien und Freunden unterstützt SHT-Patienten entstehen Konto. Über rein ökonomische Analyse, erstellt TBI-induzierten Behinderung eine signifikante Reduktion der Lebensqualität, die als bedeutende Belastung für die Familien und die Gesellschaft manifestieren kann.

Die Notwendigkeit für ein weiteres Verständnis der Formation, Charakterisierung und Prävention von TI ist klar. Biomechanische Untersuchungen der zugrunde liegenden Mechanismen, die TI geben Einblick und die Möglichkeit, um die Exposition für die an potenzielle Risiko für den TI zu reduzieren oder zu verbessern, Sicherheitsfunktionen verursachen. Darüber hinaus können weitere Förderung der allgemeinen Verständnis von TI Bildung diagnostische Methoden und Kriterien zu verbessern, die medizinische Fachleute, die TI bessere Mittel zur Verbesserung der Ergebnisse zu behandelns und Leben zu retten.

Eine bessere Kenntnis der Verletzungsmechanismen und ein besseres Verständnis der Biomechanik Verletzungs Entwicklung erforderlich sind, um effektive Maßnahmen zum Schutz des menschlichen Körpers zu entwickeln. Historisch haben Simulationen vorhersagen Verletzungen dienen und die durch Rechen Einschränkungen sowie die Wiedergabetreue des anatomischen und Materialmodelle verwendet behindert. Ganzkörper-Simulationen auf die Gesamtbelastungen auf jedes Körperteil konzentriert, aber die lokale Spannung, Dehnung und Schäden in jedem Organ, Muskel, Knochen usw. nicht eingehalten wurde. Zum Beispiel Schulter Moment Modelle verwenden die Abmessungen des Arms, der Last und der angelegten Winkel für Tabellenwerte, die angeben, ob ein bestimmtes Szenario ist gefährlich zu suchen. Eine Berechnung dieser Art ist hilfreich für schnelle Schätzungen kann aber nicht erfassen, was wird lokal von der Hand auf der Schulter passiert den ganzen Weg, vor allem, wenn Schäden und Verletzungen sind eigen lokalen. Zweitens FE simulations wurden verwendet, um die lokale Reaktion zu erfassen. Die Einschränkung bei diesen Bemühungen war nicht FEA selbst, sondern die Materialmodelle, die jedes Körperteil Verhalten unter Explosion Verletzungen Lasten definieren. Bisher verwendeten Materialmodelle werden aus einfacheren Materialien angepasst und haben nicht versucht, die Vielzahl von komplexen mechanischen Verhalten von biologischen Geweben ausgestellt zu erfassen. Daher High-Fidelity-Rechenmodelle mit ISV Materialmodelle für die Organe im menschlichen Körper stellen die realistischste Weg, um die Physik und Biomechanik des TIs zu untersuchen, um innovative Schutzkleidung zu entwerfen und zu besseren Standards für Verletzungen Metriken zu etablieren.

Hintergrund auf Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) und innere Zustandsgröße (ISV) Materialmodell

Aufgrund ethischer Fragen mit in-vivo-Tests von menschlichen Organen und die logistischen Probleme mit breit angelegte menschlichen Leichen Testung, die curr beteiligtent Forschungsaufwand beinhaltet mechanischen Experimenten in vitro unter Verwendung von Proben von Organen aus Tier Surrogate extrahiert vorbereitet (zB Schwein als am häufigsten verwendete Ersatz). Polymer SHPB für in-vitro-Tests weichen Biomaterialien bei hohen Dehnraten die bevorzugte Methode. Die entsprechenden Deformationsverhalten von SHPB Prüfung und entsprechende Gewebeschäden bezogene Informationen von den mikrostrukturellen Merkmale des Gewebes sind für Orgel mechanische Beschreibungen 9-10 in unsere ISV Materialmodelle eingebaut. Diese Materialmodelle werden dann in unserem virtuellen menschlichen Körper Modell FEA von verschiedenen Verletzungen führen implementiert. Dieser Prozess ermöglicht es uns, auf das Ziel ist die Prognose der Physik und der Natur einer Verletzung für einen bestimmten Organ unter verschiedenen mechanischen Belastungsbedingungen (zB Explosion-induzierte, Autounfall und stumpfen Schlag) ohne die Notwendigkeit für weitere physikalische Experimente zu bewegen. Um genau zu beschreiben, ter phänomenologischen mechanischen Eigenschaften, insbesondere die höhere Dehnungsratenabhängigkeit, der in der FE-Simulationen des menschlichen Körpers verwendet Biomaterialien wurden SHPB Experimente auf den Biomaterialien durchgeführt, um dynamische mechanische Reaktionen auf Belastungsraten in Bezug auf Menschen TIs erhalten. Ein Überblick über die SHPB Setup am Center for Advanced Vehicular Systems (CAVS), Mississippi State University (MSU) ist in Abbildung 1 dargestellt.

Frühere Studien haben gezeigt, dass SHPB Prüfung hat drei große Mängel damit 12-18 verbunden. Das erste und bedeutendste ist das Material Trägheitseffekt, der in dem hohen Dehngeschwindigkeit mechanische Reaktion ein Biomaterial Probe als Anfangsspitze zeigt. Um dieses Problem zu überwinden, schlug bisherigen Forschungsanstrengungen Modifikation der Geometrie der Probe von zylindrischer Form, um quaderförmige oder ringförmige Form. Die resultierenden mechanischen Verhalten von solchen Studien waren unterschiedlich from jeweils anderen, weil die Geometrie der Probe beeinflusst die Wellenausbreitung, wave-Wechselwirkungen und die mechanische Antwort. Diese Art der Modifizierung der Probengeometrie hat, eine fehlerhafte Darstellungen der mechanischen Reaktion (mehrachsige ungleichmäßige Spannungszustand) des Biomaterials geführt. Die zweite große Schwachstelle war die Unfähigkeit, dynamischen Kräftegleichgewicht während eines Tests zu erhalten. Die Forscher überwand dieses Problem durch Reduzierung der Probendicke-zu-Durchmesser-Verhältnis und / oder Einfrieren des Gewebes vor der Prüfung. Bei gleichzeitiger Reduzierung der Probendicke-zu-Durchmesser-Verhältnis mit der Frage der dynamischen Kräftegleichgewicht, das Einfrieren des Gewebes noch komplizierter, das Testverfahren, wie es die Materialeigenschaften verändert aufgrund der Kristallisation des im Gewebe vorhandenen Wasser. Eine Reihe von Studien die SHPB, um die oben genannten Mängel zu vermeiden und Stoßwellenrohre verwendet, um den Druck-Zeitverhalten in verschiedenen Tiermodellen (Ratten, Schweine, etc.) zu erhalten, ganz aufgegeben. Diese jedoch eineimal Modelle geben keine eindimensionale einachsigen Spannungs-Dehnungs-Verhalten für Materialmodelle in FE Simulationen notwendig. Der dritte Fehler war das Versagen des SHPB einem Spannungs-Dehnungs-Ergebnisse, weil der Probe barre dimensional geben aufgrund der Weichheit des Materials und der Menge an Wassergehalt in der Probe.

Daher stellt der SHPB eine tragfähige Testvorrichtung zu hohen Belastungsrate Daten zu sammeln. Für weiche Materialien ist jedoch die SHPB induziert Vorwölbung, die einen dreidimensionalen Spannungszustand von hydrostatischen Druck produziert, doch die eindimensionale Spannungs-Dehnungs-Daten gewünscht wird. Wir zeigen hier, wie man immer noch die SHPB die eindimensionale einachsigen wahre Spannungs-Dehnungskurve für Materialmodellkalibrierung zu sammeln; Jedoch kann das Verfahren bei der Beschaffung der uniaxialen wahre Spannungs-Dehnungs-Kurve beteiligt ist kompliziert. Dieses Verfahren umfasst sowohl die multiaxiale experimentellen Daten und FE Simulationsergebnissen und iterative Rekalibrierung erfordertdie Materialmodellkonstanten. Die eindimensionale Umsetzung des ISV Materialmodell in MATLAB, die auch als Material Punkt Simulator bekannt ist, erfordert eine eindimensionale experimentellen Daten für die Kalibrierung. So wurde die ISV Materialmodell optimiert mit Hilfe eines systematischen Kalibrierungsprozess. Hier wurde experimentellen Daten aus SHPB Tests im Zusammenhang mit der Wellentheorie Formulierung und dynamischen Kräftegleichgewicht (MSU High Rate Software) berücksichtigt. Um für das viskoelastische Dispersion des polymeren SHPB viskoelastische Dispersion Gleichungen zu berücksichtigen, wie von Zhao et al. (2007), wurden in MSU High Rate Software implementiert. Die viskoelastischen Dispersion Gleichungen half bei der Gewährleistung dynamischen Kräftegleichgewicht während des Tests. Das Material Punkt Simulator eindimensionale wurde dann im Rahmen von ein paar Experiment-FE Modellierungsmethode eingestellt, bis die beiden Prozesse wurden als angemessen kompatibel, das heißt, die Daten aus beiden waren in guter Übereinstimmung zu sein. Diese Daten warenverwendet, um die ISV Modell Materialkonstanten durch den Vergleich der MATLAB Material Antwort Simulators (eindimensionale) mechanische Reaktion und die SHPB FE Modells (eindimensionale) Probenmittel Stress anzupassen. Hier war Probenspannungskomponente des FE-Modells entlang der Welle Belastungsrichtung. Dann wurde das dreidimensionale Verhalten des FE-Probe durch iteratives Ausführen FE-Simulationen und Einstellen ISV Konstanten so dass volumengemittelten Laderichtung Belastung gut mit den experimentellen wahre Spannungs-Dehnungs-Antwort korreliert kalibriert. Somit wird ein Prozess der iterativen Optimierung zwischen den experimentellen Daten, FE Ergebnisse sowie eindimensionale ISV Materialmodell durchgeführt wurde. Die Tabelle 1 gibt eine Zusammenfassung der Variablen ISV Materialmodell (MSU TP Ver. 1.1) 11.

Das wichtigste Element dieser Methodik Erhalten der eindimensionalen mechanische Reaktion des Biomaterials und dessen Materialparameterfür die ISV Materialmodell, das die SHPB Testfragen der Spannungs-Zustand Ungleichmäßigkeit umgeht. Sie trennt auch die anfängliche nichtlineare Antwort des Biomaterials aus Trägheitseffekte und macht eine mechanische Reaktion immanenten Materials ist. Die gekoppelten Methodik zeigte auch, dass eine Änderung in der Probengeometrie verändert die Randwertproblem (BVP) und die Belastungsrichtung wahre Spannungs-Dehnungs der Probe. Als solche kann die vorstehend beschriebene Methode mit jeder Materialmodell (phänomenologische oder mikroBasis) für die Kalibrierung und die Simulation hoher Dehnungsrate Verhalten von menschlichen Organen unter schädigende mechanische Belastungen verwendet werden.

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Protocol

HINWEIS: Ethics Statement: Die aktuelle Arbeit ist einzigartig in der Forschungspolitik der Institution, und sich strikt an die entsprechende biologische Sicherheit und Office of Regulatory Compliance (ORC) Richtlinien.

1. Biomaterial Specimen Beschaffung

  1. Persönliche Schutzausrüstung tragen gemäß der Norm Biosicherheit Protokolle des Labors und / oder Institution. Tragen Sie geschlossene Schuhe, die vorne, lange Hosen, einen Laborkittel, OP-Handschuhe, eine Schutzmaske und Schutzbrille beim Umgang mit Schweinegewebe und Prüfung.
  2. Erhalten Schweinegewebe (Kopf, Bauch, oder Hinterbein) gesunder Schweine von einem lokalen Schlachthof innerhalb von 1-2 Stunden post mortem.
  3. Speichern Schweinegewebe in Biohazard Sicherheitsbeutel und dann legen Sie sie in einem eisgekühlten Behälter (~ 5,56-7,22 ° C).
    HINWEIS: Verwenden Sie ein Thermometer, um zu überprüfen, dass die Temperatur in den Schweine-Probe nicht unter 7,22 fallen ° C.
  4. Transport von Schweinegewebe zur nächsten Labor(An der Hochschule für Veterinärmedizin in Mississippi State University) für die Präparation.
  5. Unter der Aufsicht eines Tierarztes in der College of Veterinary Medicine, chirurgisch zu extrahieren Schweineorgan (Gehirn, Leber, Muskeln, Fett, oder Sehnen) und legen Sie sie in Behältern mit phosphatgepufferter Kochsalzlösung (PBS) für die vorübergehende Lagerung (pH 7,4) gefüllt.
  6. Speichern die PBS Behältern in einem eisgekühlten Kühler (~ 5,56 bis 7,22 ° C) und unmittelbar transportieren sie zu der Prüfeinrichtung für die Probenvorbereitung und SHPB Tests.

2. Biomaterial Probenvorbereitung

  1. Entfernen Sie die Schweine-Orgel aus dem PBS-Container und legen Sie es auf eine sterile Oberfläche.
  2. HINWEIS: Geben Sie den primären Faserorientierung und Standorte für jede Testprobe. Verwenden Sie ein zylindrischer sterben mit 30 mm Innendurchmesser, um die Testprobe aus dem Schweine-Orgel zu sezieren.
  3. Wenn die Testprobe ist im Inneren des zylindrischen Form verkeilt injizieren PBS durch das entgegengesetzte Ende der DissektionWerkzeug, damit der Testprobe, heraus zu schieben intakt. Legen Sie die extrahierten Testprobe auf einem separaten Teil des sterile Oberfläche.
  4. Verwenden Sie ein Skalpell, um die Probe in die vorgeschriebene Dicke und das Seitenverhältnis zu trimmen.
    HINWEIS: SHPB Tests von Schweine Proben ist die Dicke von 10-15 mm, während das Bildseitenverhältnis (Dicke / Durchmesser) beträgt 0,33 bis 0,50 (2).
  5. Verwenden Sättel, die Dicke und den Durchmesser an drei verschiedenen Stellen messen.
  6. Speichern Sie alle Proben in frischem PBS, bis die SHPB Gerät bereit zum Testen.
    HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass die Proben nicht innerhalb von 4 Stunden nach der Schlachtung untersucht.
  7. Verwerfen Proben, die nicht zylindrisch aufgrund von Fehlern oder Abweichungen in dem Querschnitt Einschnitts. Zeigen verworfen Proben in Biohazard Sicherheitstaschen. Wiederholen Sie die Schritte 2,2 bis 2,6, um zusätzliche Proben zu erhalten.

3. Split-Hopkinson Pressure Bar Testing

  1. Legen Sie die Stürmer bar, Zwischenfall bar, und übermittelt Bar in der metal Rungen für SHPB Tests.
    HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass Bars sind frei bewegliche anfühlt und dass ihre Schnittstellen zueinander ausgerichtet sind. Geben Sie einen Anschlag zum übertragen bar für die Sicherheit.
  2. Schließen Sie die Dehnungsmessstreifen auf einfallhalten und übermittelt Bars an den Signalverstärker. Schalten Sie die Signalaufbereitungsverstärker und dem DAQ-Modul-Computer.
  3. Initialisieren Sie den High-Speed-Datenerfassung-Software.
  4. Überprüfen Sie die Live-Erfassung der Signale, um zu sehen, wenn sie im normalen Bereich liegen und bewirken den Rauschsignale durch Klicken auf die Null-Symbol.
  5. Geben Sie den Triggerpegel und die Datenrate (2 MHz).
  6. Initialisieren Sie die Software für die Aufnahme, sobald der Triggerpegel erreicht worden ist.
  7. Laden Sie die Stürmer Bar neben der Druckkammer. Füllen der Druckkammer auf einen gewünschten Druck.
    HINWEIS: Der typische Druckbereich 5-25 psi.
  8. Null aus dem Lasergeschwindigkeitsmesser durch Drücken der Nulltaste und stellen Sie es auf die Stürmer ba lesenr Geschwindigkeit durch Einstellung der Reflektorstreifen auf der Schlagbügel hinter den Lasersensoren.
  9. Legen Sie die Probe Begrenzungskammer, so dass es die Bewegung des einfallenden und reflektierten bar nicht behindern. Setzen Sie den Vorfall bar in Kontakt mit der übertragenen bar.
  10. Zur Kalibrierung, einen Test (ohne Probe) durch Drehen auf Schalterdrücker für die Druckkammer auf der Anschlagschiene.
  11. Sobald die Daten in den Computer übernommen, speichern und die SHPB DMS Daten (die im nächsten Abschnitt beschrieben wird) zu analysieren, um sicherzustellen, daß der Testvorgang einwandfrei funktioniert.
  12. Legen Sie die zylindrische Probe zwischen der Auf- und Durch bar und schließen Sie die Beispielhaft Kammer.
    HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass keine Vorbehandlung ist auf der Probe durchgeführt.
  13. Ausführen von Aufgaben von 3,4 bis 3,7 mit der Probe zwischen der Auf- und Durch bar getätigt.
    HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass die Probenmittellinie ist die gleiche wie die Bar Mittellinie. Vor VERFAHREng, auch zu prüfen, dass die Probe nicht komprimiert, sondern bleibt in der gleichen Geometrie wie zuvor extrahiert.
  14. Nach vollständiger Prüfung ist, verwenden Sie Hygienetücher zur Probe Schmutz aus dem Vorfall bar, übermittelt bar und Beispielhaft Kammer zu entfernen. Entsorgen Sie alle Schmutz und wischt im Biohazard Sicherheitstaschen.
  15. Desinfizieren Sie die Bars und Probeneinschlusskammer mit einem 70% Ethanol Reinigungslösung und Sanitärtücher.

4. SHPB Datennachbearbeitung

  1. Öffnen Sie die "MSU High Rate Software 19" für die Analyse von Hopkinson Bar Wellen.
  2. Beginnen Sie die Software durch die Untersuchung das Fenster Einstellungen und die Wahl der "Zug Druck /" Option im Modus Tab für die Prüfung mit einachsiger. Auch, wählen Sie "2 Messstreifen" in der Gages Tab und klicken Sie auf "Weiter".
  3. Im Hauptfenster, wählen Sie die Datei öffnen 1 Tab, und navigieren Sie zu der einfallenden Welle Daten aus der DMS-Rekord auf der incident bar. Wählen Sie die Datei öffnen 2 Tab für den Import der übertragenen bar DMS-Rekord.
  4. Wählen Sie die Registerkarte Parameter im Hauptfenster und geben die physikalischen Parameter des Testaufbaus wie: Bar Abmessungen, Spannung, um Faktoren, DMS-Positionen, und viskoelastische Dispersionskonstanten belasten. Klicken Sie auf "Weiter".
  5. Wählen Sie dann die Registerkarte Daten Wählen Sie im Hauptfenster und verwenden Sie die Cursor-Balken, um die Datenmenge nur auf die Menge der Daten, die den Zwischenfall zu reduzieren, reflektierte und übertragene Wellen. Klicken Sie auf "Weiter".
  6. Wählen Sie dann die Select Waves Tab im Hauptfenster und verwenden Sie die Cursor-Balken, um die einfallende Welle in der einfallenden Welle Graph, der reflektierten Welle in der reflektierten Welle Graph und der gesendeten Welle in der gesendeten Welle Graph beschränken. Klicken Sie auf "Weiter".
  7. Danach wählen Sie die richtige Tab im Hauptfenster, damit die Software für die viskoelastischen Dispersion 20-21 zu korrigieren.
  8. Neinw wählen Sie die Shift-Tab im Hauptfenster. In der Wave-Diagramm, mit dem Cursor, um den Vorfall zu ziehen, reflektierte und übertragene Wellen auf die gleiche Ausgangsposition in der Zeit, indem Sie diese einzeln im Wave Select Tab. Alle Wellen in der Data Graph zu sehen. Einmal abgeschlossen, klicken Sie auf "Weiter".
  9. In der Ergebnisdatei, speichern Sie die Last, Verschiebung, Position und Geschwindigkeit, Profile, indem Sie auf "Speichern unter".
  10. Verwenden konventionellen Methoden in Microsoft Excel (oder einem anderen Tabellenkalkulationsprogramm) zu wahren Spannung und wahre Stamm unter Verwendung der Probenabmessungen gemessen vor der Hopkinson Bar-Test zu berechnen.

5. SHPB Finite Element Modeling

  1. Mit Software von kommerziellen Finite-Elemente (FE), erstellen Sie ein FE-Modell des SHPB Setup.
    HINWEIS: Verwenden Sie die gleichen Geometrien und Materialeigenschaften.
  2. Weisen Sie eine Anfangsgeschwindigkeit auf die FE-Modell des Schlagleiste, um die FE-Simulation initialisieren.
    HINWEIS: Die Geschwindigkeitsder Schlaghebel sollte, dass in der SHPB Experiment für einen bestimmten Verformungsgeschwindigkeit 9 entsprechen.
  3. Erstellen Sie ein FE-Modell des SHPB Setup ohne eine Probe zwischen der Auf- und Durch Bars platziert. Führen Sie die FE-Simulation.
    HINWEIS: Die simulierte Stürmer bar Geschwindigkeit sollte auf die experimentelle Stürmer bar Geschwindigkeit unter der "no-Probe" Zustand entsprechen. Ordnen Sie die Materialeigenschaften in Tabelle 1 für polymere Bars.
  4. Überprüfen Sie, ob die DMS-Messungen (Fleck über der Zeit) im Experiment und FE-Simulation sind in guter Übereinstimmung.
  5. Integrieren Sie die Biomaterial-Probe in das FE-Modell des SHPB Setup. Weisen Sie die dreidimensionale Umsetzung (in vumat Dateiformat 22) des ISV Materialmodell auf dem Biomaterial Probe 11.
  6. Führen Sie eine Netzverfeinerung Studie mit drei unterschiedlichen Maschenöffnungen und die Ergebnisse analysieren, um festzustellen, ob die Lösungen zusammenlaufen.
    HINWEIS: Die MaschenGröße entspricht der Gesamtzahl der sechsflächigen und / oder tetraedrischen Elemente, die FE-Modell umfassen. Wählen Sie das FE-Modell mit der geringsten Maschenweite, die nach weiteren Simulationen 9 konvergiert.
  7. Führen Sie die Zwei-Schritt-FE Modellkalibrierung. Im ersten Schritt, laden Sie die experimentellen Daten in den eindimensionalen Umsetzung des ISV Materialmodell.
  8. Kalibrieren Sie die wahre Spannung Fleck Kurve des Experiments mit der Modell wahre Spannungs-Dehnungskurve durch Einstellung der ISV Material Modells Parameter (siehe Tabelle 1).
    HINWEIS: Weitere Iterationen sind erforderlich, weil die Versuchs SHPB Daten dreidimensionale Natur, während das Materialmodell ist eindimensional.
  9. Ordnen Sie die ISV Materialkonstanten zu dem Biomaterial Probe in der FE-Modell des SHPB Setup.
  10. Führen Sie die FE-Simulation mit der Schlagleiste Geschwindigkeit und Probenformänderungsgeschwindigkeit, die den SHPB Tests zur gleichen Verformungsgeschwindigkeit.
  11. Compare der DMS-Messungen aus Experiment und FE-Simulation für eine gute Übereinstimmung (Stamm gegen die Zeit).
    HINWEIS: Wenn es eine gute Übereinstimmung der FE-Simulationen und Experimente DMS-Werte, um die zweite Stufe des Modells Kalibrierung fortzufahren. Wenn nicht, wiederholen Aufgaben 5,7-5,11.
  12. Im zweiten Schritt der FE-Modellkalibrierung, führen Sie die FE-Simulation DMS Daten SHPB experimentieren Nachbearbeitungssoftware, MSU High Rate-Software 19-21.
    HINWEIS: Wenn der simulierte wahre Spannungs-Dehnungs-Reaktion ist vergleichbar mit dem experimentellen wahre Spannungs-Dehnungs-Antwort, dann die zweistufige FE Modellkalibrierung abgeschlossen ist. Wenn nicht, wiederholen Aufgaben 5,7-5,12.
  13. Führen Sie ein Volumenmittel der Laderichtung (Σ 33) Stress entlang der Mittellinie Elemente des FE-Modells Probe.
    Hinweis: Wenn dieser Stress ist in guter Übereinstimmung mit der Spannungs-Dehnungskurve des eindimensionalen ISV Materialmodell Ergebnis, werden die Ergebnisse durch Tasks 5.7 erhalten-5,12 Vollständig kalibriert. Wenn nicht, wiederholen Aufgaben 5,7-5,13. Die wahre Spannungs-Dehnungs-Reaktion durch den eindimensionalen Umsetzung des ISV Materialmodell erfasst stellt den einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsantwort eines Biomaterial, das in einem SHPB Setup getestet wurde.

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Representative Results

Die Effektivität des gekuppelten Methodik wird in Figur 3 (mit einer Spitzenspannung von 0,32 MPa) im Vergleich zu dem Spannungszustand der eindimensionalen Material beispielhaft dargestellt. Hier ist der SHPB experimentellen Spannungs-Dehnungsverhalten für das Gehirn auf einem niedrigeren Spannungszustand Punkt-Simulator (mit einem Spitzenwert von 0,74 MPa), die ähnlich wie die FE Probenmittellinie (Element) Durchschnitt. Dies ist aufgrund der Art der Verformung, die weich Biomaterialien Ausstellung. Da die Dehnungsraten sind hoch, und die Welle Geschwindigkeit und Stärke des Biomaterials ist gering, das Trägheits und Stresswellenausbreitung im Material Nachfrage ungleichmäßige Verformung. Dieses Phänomen ist am größten, an den Probenkanten und wenigstens in der Mitte. Da die Proben sind Zylinder, kann das Zentrum der Probe verdrängt ungleichmäßige radiale Ausdehnung im Gegensatz zu den Rändern. Deshalb wird nach einer gewissen Zeit wird die Probe Mittellinie eng einachsige angenähert werden.

ent "> Durch die Beobachtung der Probe Mittellinie aufweist einachsigen Verformung nach anfänglichem" ring-up "Zeit kann FEA dann verwendet, um die Mittellinie-Daten, die nicht möglich ist, zu extrahieren für die Versuchsanordnung zu erfassen. Hier ist der" Ring -up "Zeit ist die Zeitspanne in der Anfangsphase eines SHPB Test wenn Stress-Zustand Gleichgewicht erreicht ist. Zu diesem Zweck werden die virtuellen FEA Dehnungsmessstreifen an die experimentellen Dehnungsmessstreifen verglichen, und die Materialkonstanten sind vielfältig, bis eine gute Übereinstimmung ist erreicht wird. Tabelle 2 zeigt die repräsentativen Materialkonstanten für das durch die gekoppelten SHPB Versuch FE-Simulationsmethodik erhalten Gehirn. Ferner zeigt 4, dass die experimentellen SHPB wahre Spannungs-Dehnungs-Kurve misst tatsächlich die erste Invariante des Druckes, anstatt die einachsiger Beanspruchung -Richtung Spannungs-Dehnungsverhalten. Während die meisten anderen Studien 12-18 einfach präsentieren die experimentellen Ergebnisse, Abbildung3 zeigt, dass eine solche Darstellung der mechanischen Resonanz eines Biomaterials würde die uniaxial-Antwort, die für die FE-Modellierung Simulation der realen Welt Randwertprobleme (artige Probleme) relevant ist schätzen. Daher ist eine Verwendung des SHPB experimentelle Ergebnis allein wäre falsch, wenn es nicht mit FE-Typ gekoppelt ist, um die Modellierung der uniaxialen Verhalten zu beurteilen.

Abbildung 1
Abb. 1:. Eine Übersicht über die kundenspezifische Polymer Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) zur Prüfung von Schweinehirn Proben verwendet Diese Zahl hat sich von Prabhu et al, 2011 9 geändert.

Figur 2
Abbildung 2: Probenentnahme aus frischen (<3 Stunden post mortem) aus (a) Schweinehirn, und(B) Probeentnahme mit einem Innendurchmesser von 30 mm zu sterben in der Aufwärts-Abwärts-Richtung. Diese Zahl hat sich von Prabhu et al., 2011 9 geändert.

Figur 3
Abb. 3: Vergleich von Σ 33 zum Experiment, MATLAB Anpassungsroutine (Materialpunkt Simulator), FE Proben Durchschnitt und FE-Stamm Maßnahmen durch DAVID Viscoelastic, bei 750 sec -1 Die Fehler Bands in der experimentellen Vorfall / reflektierten Wellen repräsentiert Unsicherheit. Diese Zahl hat sich von Prabhu et al., 2011 9 geändert.

Figur 4
Abbildung 4: Grund Finite Element (FE) Simulation Σ Mises, Σ 11, Σ 22,31; 33, 12 Σ, Σ 23, Pressure (Erste Invariant von Stress) und Σ 13 und Experiment bei der Verformung für zylindrische Probe, bei 750 s -1. Hier Druckspannungen sind negativ. Diese Zahl hat sich von Prabhu et al., 2011 9 geändert.

Figur 5
Abbildung 5:.. Schematische Darstellung des polymeren Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) Setup Diese Zahl hat sich von Prabhu et al, 2011 9 geändert.

Figur 6
Abbildung 6: Schematische Darstellung der (a) für experimentelle SHPB Tests und (b) FE-Modell-Simulation setzen zusammen mit (c) einer Nahaufnahme des einfallenden reflektierten barSchnittstelle. Das FE-Modell-Simulation ist ohne Probe durchgeführt. FE-Modell Dämpfungskoeffizienten α R und R β für die Simulationen wurden bei 3,0 und 1,2 gehalten.

Figur 7
Abb. 7: Vergleich von Experiment und Finite-Elemente (FE) Simulation Σ 33 für Schweinehirn Probe-Komprimierung, bei 6,5 ms -1 FE-Simulation σ 33 wurden per Post Verarbeitung der Dehnungsmessungen von FE-Simulation durch MSU Hohe Strain Rate Software berechnet.

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Abbildung 8: Schematische Darstellung (a) Finite-Elemente (FE) für Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) Tests eingestellt, (b) FE-Simulation Probenabmessungen,mit einer Probe, und (c) eine Übersicht über die SHPB Setup mit einer Probe. FE-Modell Dämpfungskoeffizienten α R und R β für die Simulationen wurden bei 3,0 und 1,2 gehalten. Diese Zahl hat sich von Prabhu et al., 2011 9 geändert.

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Abbildung 9: Schematische Darstellung des zweifachen Korrelation der wahren Spannungs-Dehnungs-Reaktionen von Soft-biologische Materialien für SHPB Experiment und FE-Simulation.

10
10. (A) Vergleich der einfallenden und reflektierten Dehnungsmessungen in einem Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB), zum Experiment und Finite-Elemente-Analyse (FEA), und (b) SHPB Experiment und Finite Element (FE) Simulation Σ 33 für Schweinehirn Probe Kompression bei 750 s -1. FE-Simulation Σ 33 wurden per Post Verarbeitung der Dehnungsmessungen von FE-Simulation durch DAVID Viscoelastic Software berechnet. Die Fehler Bands in der experimentellen Vorfall / reflektierten Wellen repräsentiert Unsicherheit. Diese Zahl hat sich von Prabhu et al., 2011 9 geändert.

Tabelle 1

Tabelle 2

Tabelle 1:... Zusammenfassung der Variablen und Modellgleichungen für MSU TP 1.1 Diese Tabelle wurde von Prabhu et al, 2011 9 und Bouvard et al, 2010, 11 modifiziert.

Modellkonstanten Werte
μ (MPa) 25.00
K (MPa) 12.492,00
γ vo (s -1) 100.000,00
m 100
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 * saß 0,01
x * o 1.20
g o 0,30
C κ 1 (MPa) 0.40
h 1 0
e o s2 0
e saß s2 0.40
C κ 2 (MPa) 0

Tabelle 2: WerteMaterialkonstanten für Hirnmaterial mit MSU TP 1.1 Viskoplastizität Modell. Diese Tabelle wurde von Prabhu et al., 2011 9 geändert.

Sturm Bar Incident bar Übertragen Bar
Material 1-1 / 2 "Polycarbonat (PC) Stange * 1-1 / 2 "Polycarbonat (PC) Stange * 1-1 / 2 "Polycarbonat (PC) Stange *
Dichte (kg / m 3) 1.220 × 10 3 1.220 × 10 3 1.220 × 10 3
Durchmesser (m) 1,285 × 10 -3 3,810 × 10 -2 3,810 × 10 -3
Länge (m) 7,620 × 10 -1 2,438 1,219

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

Tabelle 3:.. Abmessungen und Materialeigenschaften der Polymer Bars in Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) Setup verwendet Diese Tabelle wurde von Prabhu et al, 2011 9 geändert.

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Discussion

Der gemeldete Methodik, koppelt die SHPB Experiment und FE-Modellierung des SHPB bietet eine neue und einzigartige Technik, um die einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsantwort eines Biomaterials bei hohen Dehnraten zu bewerten. Um die mechanischen Eigenschaften wesentlich für das native Gewebe zu beschaffen, ist darauf zu achten, um die Biomaterial-Probe zwischen 5,56 bis 7,22 ° C vor SHPB Tests zu halten. Wenn die Probe unter 5,56 ° C gekühlt wird, in dem Gewebe enthaltene Wasser beginnt, sich in Eis zu kristallisieren und anschließend ändert des Gewebes mechanische Eigenschaften. Während andere Forscher 15-18 haben die Probe zum Zwecke der Bewahrung von mechanischen Abbau eingefroren, von SHPB Testausbeute deutlich unterschiedlichen mechanischen Reaktionen davon erhalten die Ergebnisse. Ferner ist ein Bericht von Van Ee und Myers 23 zeigten, dass weiche Biomaterialien innerhalb von 5 Stunden getestet post mortem ergab die besten Versuchsergebnisse. Zusätzlich wurde die PBS-Lösung, um st gewähltore Biomaterial Proben und zylindrischen Proben, weil seine Osmolarität und Ionenkonzentration sind ähnlich wie biologischen Flüssigkeiten 9.

Basierend auf der Arbeit von Gray und Blumenthal 24 in dem ASM Handbook on High Strain Rate Tests von weichen Materialien, eine optimale Probenaspektverhältnis oder das Verhältnis der Probendicke zu Durchmesser, wurde bestimmt auf 0,5 oder weniger, je nach der Art des Biomaterials Wesen getestet (Schweine Gehirn, Leber, Sehne oder Fett). Grau und Blumenthal 24 in ihrer Studie beobachtet, dass die Proben mit einem Aspektverhältnis von größer als 0,5 nicht die dynamische Kraft während eines Gleichgewichts SHPB Test unterzubringen. Probenextraktion begann mit einem rostfreien Stahldruck auf das Biomaterial in der Aufwärts-Abwärts-Richtung zu sezieren, um eine lange, zylindrische Stück Biomaterial erstellen. Chirurgisches Skalpell wurde dann dazu verwendet, um aus der langen Zylinder schneiden 15 mm dicken Proben, wodurch mehrere zylindrische Testproben (2). Die Probeam nächsten an der oberen Seite der Probe wurde in der Regel mit der Orgel Oberflächenkontur (superior oder obere Oberfläche) aufweist. Zum Beispiel, wenn eine Gehirnprobe wurde das Gehirn seziert Furchen und Windungen gekennzeichnet die obere Oberfläche. Hier wurde darauf geachtet, die Ebenheit der Oberfläche, die durch Einschneiden der "ungleich" superior Oberfläche mit einem chirurgischen Skalpell erhalten wurde gewährleisten. Im Allgemeinen waren die Dickenschwankungen Proben "weniger als 0,5 mm, was 3% der mittleren Dicke der Probe war. Die Proben wurden angenommen, um eine gleichmäßige Dicke wie die Variation in der Dicke betrug weniger als 3% aufweisen. Beschaffung von Biomaterialien wurde in unter 1 Stunde beendet, und alle SHPB Tests wurden in weniger als 4 Stunden nach der Tötung durchgeführt.

Die SHPB Stress-Wellendaten wurde durch eine Reihe von Dehnungsmessstreifen auf den Auf- und Durch bar befestigt aufgezeichnet. Das hier beschriebene Testaufbau verwendeten Polymerstangen anstelle der traditional Metallstangen, da diese wurden beobachtet, um eine niedrigere Grundrauschen 25 zu produzieren. Eine detaillierte Liste der SHPB polymeren Bars 'Materialien und Abmessungen sind in Tabelle 3 Vor der Analyse der Biomaterial gegeben wurde die SHPB Gerät kalibriert und überprüft anhand einer Reihe von "no-Probe" Experimente. Diese Experimente dienten dazu, das ordnungsgemäße Funktionieren des Auf- und Durch bar Dehnungsmessstreifen Akkreditierung und keinen Lärm oder Störung durch den Metallgehäusen, Dehnungsmessstreifen oder Messsystem eingeführt zu bewerten. Die SHPB durch Lösen funktioniert komprimiertem Stickstoff über den pneumatischen Antrieb zu schnell beschleunigen die Stürmer bar. Der Stürmer bar dann beeinflusst das einfallende bar, und die Druckspannungswelle durch diese Auswirkungen durch die einfall bar propagiert. Wenn die Druckwelle erreicht das Ende des einfall bar, wurde der zugehörige Bewegungsenergie mit einem Anteil manifestiert als Zugspannung reflektiert Welle in der INCI-gespaltenDent bar, und die verbleibende Energie manifestiert sich als eine Druckspannungswelle zum nachfolgenden Medium übertragen. In der Probe Testaufbau, Allein die Druckwelle in die Probe und dann in den übertragenen bar, während die "no-Probe" Test erlaubt die Druckwelle, um direkt aus dem Zwischenfall auf das übertragene bar zu bewegen. Die Spannungswellen aufgezeichnet hier produziert verschiedene Drücke innerhalb des einfall bar, Probe, und übermittelt bar, und dieser Druck dienten als Randbedingungen für die Simulation der Reihe von in SHPB Experimenten beobachtet Dehnungsraten.

FE Modellierung SHPB Tests erforderliche Zwei-Stufen in einer ähnlichen Weise wie die Versuchsvorrichtung Verifikation. Die FE-Modell der Vorrichtung selbst wurde für die "no-Probe" Fall (Abbildung 6), in dem alle drei Polymerstäbe wurden elastische Materialeigenschaften mit einem E-Modul von 2.391 MPa und Verhältnis von 0,36 Poisson zugewiesen kalibriert. In <strong> 6, bezeichnet die negative z-Achse die Richtung der Belastung mit σ 33 bezeichnet die entsprechende Druckspannung. Diese Kalibrierung gewährleistet, dass die polymeren Bars besaß geeignete Materialeigenschaften und dass DMS-Messungen in der FE-Modell waren die Ergebnisse des "no-Probe" Fall vergleichbar (Abbildung 7). Nachdem das FE-Modell der Vorrichtung validiert wurde das Biomaterial Probe zugegeben, und die "Probe" Testfall wurde auf eine Kalibrierung, Verifikation und Validierung (7) unterzogen. Die Angemessenheit des Elements Größe in unserem mesh (FE Modellverifikation) wurde mit einem Mesh-Konvergenz-Ansatz getestet. Maschen gleicher Geometrie wurden mit einer Reihe von zunehmend kleineren Elemente aufgebaut ist; die Maschen reichten in der Größe von 4.703 bis 3.111.000 Gesamt Elemente. Diese Konvergenz Studie zeigte, dass Maschen von 12.000 Elementen oder mehr ähnliche Ergebnisse und stellt somitder minimale Schwellenwert der Konvergenz. Diese Studie verwendet auch ein Materialmodell (MSU TP Ver. 1.1) in der Lage, die komplexen Materialverhalten von Biomaterialien im Allgemeinen zeigte beschreiben. Hier wird das Materialmodell erfasst die viskoelastischen-viskoplastische Antworten von amorphen Materialien zusammen mit der Geschichte und Wirkungen Dehnratenabhängigkeit, die derzeit verwendet werden, um die Materialantworten des Gehirns und der Leber 9 26 beschreiben. Die elastischen und unelastischen Antworten wurden mit einer Reihe von konstitutiven Beziehungen in Tabelle 1 zusammengefasst sind. Diese Gleichungen erlaubt das Modell zum Ausdruck bringen, in Einklang zu bringen und Kurzzeitverhalten mit dynamischen oder momentanen Material Reaktion sowie Langzeitverhalten mit stationären assoziiert Körpermaterial Antworten. Das Modell bietet auch die Möglichkeit, die Geschichte Effekte von Änderungen in der Mikrostruktur Biomaterial durch die Verwendung von ISV bezogen umfassen.

Die FE-Modell wurde calibrated durch eine Reihe von Schritten (Abbildung 9). SHPB experimentellen Daten verwendet, um die ISV Stoffmodell unter Verwendung eines Materials Punkt Simulator kalibrieren. Dann wurden die experimentellen und FEA DMS-Daten sowohl untersucht, bis eine gute Übereinstimmung wurde (Abbildung 9) bestätigt. Als nächstes wurden die DMS-Messungen aus SHPB Tests und FE-Simulationen (Abbildung 10) verglichen. Korrelationen zur Bestimmung DMS-Messungen vom SHPB System und der mechanischen Antwort der Probe erreicht wird. Es sollte darauf hingewiesen werden, dass bei der Kalibrierung der materielle Punkt Simulator ergab einen eindimensionalen Spannungszustand während sowohl SHPB Versuchen und FE-Simulationen ergaben einen dreidimensionalen Spannungszustand. Die unterschiedlichen Spannungszustände erzeugt entsprechende Unterschiede in der σ 33 (Abbildung 10). Die Materialmodell Konstanten wurden bis zum σ 33 von SHPB Tests optimiert entsprach der σ 33 von FE simultionen. Hier wird der Prozess der Optimierung wurde iterativ durchgeführt, bis die experimentellen und FE DMS Ergebnisse waren in guter Übereinstimmung mit den durch die Verarbeitung der experimentellen und FEA DMS-Daten durch das MSU hohe Rate Software erhaltenen dreidimensionalen Spannungszuständen. Zusätzlich wurde die iterative Optimierung auch so durchgeführt, dass das Material Simulieranschluß eindimensional und die eindimensionale FE Probenmittel σ 33 waren in guter Übereinstimmung.

Die sich ergebende eindimensionale wahre Spannungs-Dehnungsverhalten durch das Material Punkt Simulator erhalten dann stellt die äquivalente einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsverhalten für Biomaterial durch SHPB Tests bei hohen Dehnraten erhalten. Zusammenfassend gibt die vorstehend beschriebene Methode eine effektive Möglichkeit, die uniaxiale Versuchsergebnis unter Verwendung des FE Simulationswerkzeug extrahieren. Die gekoppelte SHPB Experiment-FE-Simulation auch gelindert Unklarheiten bezüglich theories am Trägheitseffekte durch die zeigen, dass ein Großteil der Spannungs-Dehnungs-Antwort war untrennbar mit dem Biomaterial. Schließlich wurden die Wirkungen der Probengeometrie Modifikationen (im Vergleich zu zylindrischen Ring) betrachtet, um eine minimale Auswirkung auf die Negation der sogenannten Trägheitseffekt, der die gefahren haben "initial spitze". Die Verwendung dieser Methodik ist, um weiche Biomaterialien beschränkt und ist zeitaufwendig. Darüber hinaus ist die Kopplung des SHPB Experiment und SHPB FE-Modell mit einer ISV Materialmodell komplex. Jedoch ist der Hauptvorteil dieses Verfahrens, das die resultierende Materialkonstanten und die ISV Modells zum Simulieren diverse mechanische Verletzung Szenarien verwendet werden.

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Disclosures

Die Autoren erklären, dass es keinen Interessenkonflikt mit allen Material zu dieser Publikation zusammen.

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

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

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