Un elemento de modelado Metodología Junto Experimento-finito para la evaluación de alta Strain Tasa de respuesta mecánica de Biomateriales Soft

Bioengineering

Your institution must subscribe to JoVE's Bioengineering section to access this content.

Fill out the form below to receive a free trial or learn more about access:

Welcome!

Enter your email below to get your free 10 minute trial to JoVE!





We use/store this info to ensure you have proper access and that your account is secure. We may use this info to send you notifications about your account, your institutional access, and/or other related products. To learn more about our GDPR policies click here.

If you want more info regarding data storage, please contact gdpr@jove.com.

 

Summary

El estudio actual establece una metodología de simulación de elemento finito-experimento acoplado a obtener la respuesta mecánica dinámica uniaxial de biomateriales blandos (cerebro, hígado, tendón, grasa, etc.). Los resultados experimentales multiaxiales que surgieron a causa de la muestra abombamiento obtuvieron de Split-Hopkinson pruebas de presión bares fueron prestados a un comportamiento tensión-deformación uniaxial cierto cuando simulado mediante la optimización iterativa del análisis de elementos finitos del biomaterial.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations

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).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

Este estudio ofrece un enfoque de simulación elemento experimental y finitos combinado (FE) para examinar el comportamiento mecánico de los biomateriales blandos (por ejemplo, el cerebro, el hígado, los tendones, grasa, etc.) cuando se exponen a altas velocidades de deformación. Este estudio utilizó una barra de presión Split-Hopkinson (SHPB) para generar velocidades de deformación de 100-1,500 seg -1. El SHPB emplea un bar delantero que consta de un material viscoelástico (policarbonato). Una muestra del biomaterial se obtuvo poco postmortem y preparado para las pruebas de SHPB. La muestra se interpone entre el incidente y barras de transmisión y los componentes neumáticos del SHPB se activaron para conducir la barra delantero hacia la barra incidente. El impacto resultante generó una ola esfuerzo de compresión (es decir onda incidente) que viajó a través de la barra incidente. Cuando la onda de tensión de compresión alcanza el extremo de la barra incidente, una porción continuó hacia adelante a través de la muestra y transmite bar (i.e. onda transmitida) mientras que otra parte revierte a través de la barra incidente como una ola a la tracción (es decir, refleja la onda). Estas ondas se midieron utilizando bandas extensométricas montadas sobre el incidente y bares de transmisión. El verdadero comportamiento de tensión-deformación de la muestra se determina a partir de ecuaciones basadas en propagación de la onda y la fuerza de equilibrio dinámico. La respuesta experimental tensión-deformación era de tres dimensiones en la naturaleza debido a que el espécimen se hinchó. Como tal, se utilizó la tensión hidrostática (primera invariante) para generar la respuesta de tensión-deformación. Con el fin de extraer el uniaxial (unidimensional) respuesta mecánica de los tejidos, se realizó una optimización iterativo acoplada utilizando los resultados experimentales y análisis de elementos finitos (FEA), que contenía un modelo (ISV) material de variable de estado interno utilizado para el tejido. El modelo de material ISV utilizado en las simulaciones FE de la configuración experimental fue calibrado de forma iterativa (es decir, optimizado) a los datos experimentales tales that el experimento y los valores medidor de deformación FEA y primera invariante de tensiones se encontraban en buen acuerdo.

Introduction

Motivación

El objetivo cardinal de la división junto - Hopkinson Presión Bar (SHPB) experimento / modelado de elementos finitos de biomateriales blandos (como el cerebro, el hígado, los tendones, grasa, etc.) era extraer sus comportamientos mecánicos uniaxiales para su posterior aplicación en el cuerpo humano FE simulaciones bajo cargas mecánicas perjudiciales. El modelo de cuerpo humano de elementos finitos (FE) consiste en una detallada malla cuerpo humano y un modelo de la historia depende multiescala viscoelástico-viscoplástico Interior del Estado (ISV) de material variable para diferentes órganos humanos. Este modelo de cuerpo humano puede ser utilizado para un marco para construir mejores estándares para la protección de lesiones, para diseñar el equipo de protección innovadora, y para permitir el diseño vehicular centrada ocupante.

Dos modos de lesión tasa alta han sido ampliamente observado en el trauma humano: explosión explosivo y el impacto contundente. Explosión daño de armamento explosivo es la principal fuente de traumatilesiones c (TI) y la principal causa de muerte en el campo de batalla 1. Cuando detonó, estos explosivos forman una onda de choque de ida de propagación que produce grandes y bruscas aceleraciones y deformaciones. Las cargas resultantes plantean serias amenazas para las personas expuestas. Aunque cualquier parte de la anatomía puede ser herido por las ondas de choque, las principales áreas de preocupación son (1) la extremidad inferior, debido a su proximidad a la tierra, y (2) la cabeza ya que las lesiones pueden inhibir la función cerebral normal y la supervivencia 2 , 3. Estas lesiones pueden ser categorizados como lesiones primarias, secundarias o terciarias, dependiendo del tipo de lesión sufrida. Debido a la fuerza de un explosivo se caracteriza por su peso o tamaño, distancia de separación, la duración del pulso positivo, y medio a través del cual viaja, puede ser difícil de clasificar adecuadamente estas lesiones 3-6. Informes del Congreso indican que el personal militar han sufrido casi 179,000 lesiones traumáticas debido a la explosivaarmamento y vehículos se estrella en Irak y Afganistán desde 2000 hasta marzo de 2010 2. Debido a la naturaleza y ubicación de combate moderno, lesiones en la cabeza son una preocupación principal para los militares y la población civil 3.

Aparte de escenarios de combate, TI tiene una variedad de causas, incluyendo trauma de la automoción; rodeo, motocicleta y accidentes domésticos; y lesiones deportivas. Por ejemplo, a pesar de la mejora de los equipos de seguridad y los protocolos, inducida mecánicamente lesión cerebral traumática (TBI) continúa siendo una fuente importante de mortalidad y morbilidad de por vida en los EE.UU. El Centro para el Control y la Prevención de Enfermedades (CDC) reporta aproximadamente 1.4 millones de eventos de TBI cada año, de los cuales casi 50.000 son mortales. El fútbol americano por sí sola representa más de 300.000 LCT cada año 7. Los supervivientes de este tipo de lesiones están en riesgo de complicaciones neurológicas a largo plazo relacionados con la sensación, la cognición y la comunicación. En este momento hay aproximadamente5,3 millones de estadounidenses que viven con estas desventajas crónicas y discapacidades. Costos médicos directos e indirectos estadounidenses 2000-2010 totalizaron $ 60 mil millones 8. Sin embargo, estas cifras no tienen en cuenta los costos y las pérdidas no médicos, o los efectuados por los familiares y amigos que apoyan pacientes con TCE. Más allá de meramente análisis económico, discapacidad inducida por TBI crea una reducción significativa en la calidad de vida que puede manifestarse como una carga significativa para las familias y la sociedad.

La necesidad de una mayor comprensión de la formación, la caracterización, y la prevención de TI es clara. Los estudios biomecánicos de los mecanismos subyacentes que causan la TI proporcionar una visión y una oportunidad para reducir la exposición o mejorar las características de seguridad para las personas en situación de riesgo potencial para la TI. Por otra parte, más el avance de la comprensión general de la formación de TI puede mejorar los métodos y criterios de diagnóstico, proporcionando a los profesionales médicos que tratan a TI con mejores medios para mejorar resultadoss y salvar vidas.

Se necesita un mejor conocimiento de los mecanismos de lesión y una mejor comprensión de la biomecánica del desarrollo de lesiones para desarrollar medidas efectivas de protección para el cuerpo humano. Históricamente, las simulaciones destinadas a la predicción de lesiones se han visto obstaculizados por las restricciones computacionales, así como la fidelidad de la anatomía y modelos de materiales empleados. Simulaciones de cuerpo completo se han centrado en las cargas generales de cada parte del cuerpo, pero no se ha observado el local de estrés, tensión, y daños en cada órgano, músculo, hueso, etc. Por ejemplo, los modelos momento hombro utilizan las dimensiones del brazo, la carga y el ángulo aplicado a buscar valores tabulares que especifican si es o no un escenario particular es peligroso. Un cálculo de que la naturaleza es útil para las estimaciones rápidas, pero no puede captar lo que está sucediendo a nivel local de la mano todo el camino hasta el hombro, especialmente cuando los daños y lesiones son intrínsecamente local. En segundo lugar, FE simulations se han utilizado para capturar la respuesta local. La limitación en estos esfuerzos no ha sido en sí FEA, pero los modelos de materiales que definen el comportamiento de cada parte del cuerpo bajo cargas de lesiones explosión. Modelos de materiales previamente empleados son una adaptación de los materiales más simples y no han tratado de capturar la miríada de comportamientos mecánicos complejos exhibidos por los tejidos biológicos. Por lo tanto, de alta fidelidad modelos computacionales con modelos de materiales ISV para órganos en el cuerpo humano representan la forma más realista para investigar la física y la biomecánica de IT, para diseñar el equipo de protección innovadora, y establecer mejores estándares para las métricas de lesiones.

Antecedentes sobre Split-Hopkinson Bar Presión (SHPB) y Variable Interior del Estado (ISV) Modelo material

Debido a problemas éticos involucrados con las pruebas in vivo de órganos humanos y los problemas logísticos asociados a gran escala de pruebas de cadáver humano, el curresfuerzo de investigación ent implica experimentos mecánicos in vitro utilizando muestras preparadas a partir de órganos extraídos de sustitutos animales (por ejemplo, el cerdo como un sustituto más utilizado). SHPB polimérico ha sido el método preferido para ensayos in vitro biomateriales suaves a altas velocidades de deformación. Los comportamientos de deformación relevantes de las pruebas y la información SHPB daños relacionados con el tejido correspondiente de las características microestructurales de los tejidos se incorporan en nuestros modelos de materiales ISV para las descripciones mecánicas de órganos 9-10. Estos modelos de materiales se implementan en nuestro modelo de cuerpo humano virtual para realizar FEA de varias lesiones. Este proceso nos permite avanzar hacia el objetivo de predecir con exactitud la física y la naturaleza de una lesión de un órgano determinado bajo diversas condiciones de carga mecánica (inducida por la explosión por ejemplo, accidente de tráfico y el impacto contundente) sin la necesidad de una mayor experimentación física. Con el fin de describir con precisión tél fenomenológico propiedades mecánicas, en particular la dependencia de la velocidad de deformación nivel más alto, de los biomateriales utilizados en las simulaciones FE del cuerpo humano, los experimentos se realizaron en SHPB los biomateriales para obtener respuestas mecánicas dinámicas en velocidades de deformación correspondientes a los intermediarios de confianza humano. Una visión general de la configuración SHPB en el Centro de Sistemas Vehiculares Avanzados (CAVS), la Universidad Estatal de Mississippi (MSU) se presenta en la Figura 1.

Estudios anteriores han demostrado que las pruebas SHPB tiene tres defectos importantes asociados con ella 12-18. El primero y más importante es el efecto de inercia material, que se manifiesta en la respuesta mecánica de alta velocidad de deformación de una muestra de biomateriales como un pico inicial. A fin de superar este problema, los esfuerzos de investigación anteriores sugirieron la modificación de la geometría de la probeta de forma cilíndrica para cúbicas o de forma anular. Los comportamientos mecánicos resultantes de tales estudios eran diferentes from entre sí debido a la geometría de la probeta afectó a la propagación de la onda, las interacciones de onda, y la respuesta mecánica. Este tipo de modificación de la geometría de la muestra ha conducido a representaciones erróneas de la respuesta mecánica (estado de tensión multiaxial y no uniforme) del biomaterial. El segundo defecto importante fue la incapacidad para mantener la fuerza de equilibrio dinámico durante una prueba. Los investigadores superaron este problema mediante la reducción de la muestra relación de espesor a diámetro y / o la congelación del tejido antes de la prueba. Si bien la reducción de la muestra relación espesor a diámetro abordó la cuestión de la fuerza de equilibrio dinámico, la congelación del tejido complica aún más el procedimiento de prueba, ya que cambia las propiedades del material debido a la cristalización de agua presente en el tejido. Un número de estudios abandonó completamente la SHPB para evitar la mencionada defectos y utilizado tubos de choque para obtener la respuesta de presión-tiempo en diversos modelos animales (ratas, cerdos, etc.). Sin embargo, estos unamodelos iMAL no dan unidimensionales conductas de esfuerzo-deformación uniaxial necesarios para modelos de materiales utilizados en las simulaciones FE. El tercer defecto fue el fracaso de la SHPB para dar uno Resultados de tensión-deformación dimensional debido a la muestra barreling debido a la suavidad de material y la cantidad de contenido de agua en la muestra.

Por lo tanto, la SHPB presenta un aparato de prueba viable para reunir datos de tasa alta deformación. Para materiales blandos, sin embargo, el SHPB induce abultamiento que produce un estado de tensión tridimensional principalmente de la presión hidrostática, sin embargo, se desea que los datos una tensión-deformación dimensional. Mostramos aquí cómo todavía se puede utilizar el SHPB para reunir la curva verdadera tensión-deformación uniaxial unidimensional para la calibración del modelo de material; sin embargo, se complica el proceso para la obtención de la verdadera curva de tensión-deformación uniaxial. Este proceso incluye tanto los datos experimentales multi-axiales y resultados de la simulación Fe, y requiere recalibración iterativo delas constantes de modelo de material. La implementación de una dimensión del modelo de material de ISV en MATLAB, también conocido como simulador de punto material, requiere datos experimentales unidimensionales para la calibración. Así, el modelo de material de ISV se optimizó el uso de un proceso de calibración sistemática. En este caso, los datos experimentales de pruebas SHPB fue considerado en el contexto de la formulación de la teoría ondulatoria y la fuerza de equilibrio dinámico (MSU alta tasa de Software). Con el fin de dar cuenta de la dispersión viscoelástica de la SHPB polimérico, ecuaciones de dispersión viscoelásticas, según lo informado por Zhao et al. (2007), se llevaron a cabo en MSU Rate Software alta. Las ecuaciones de dispersión viscoelásticas ayudaron a la hora de garantizar el equilibrio dinámico de la fuerza durante las pruebas. A continuación, el simulador de punto de material de unidimensional se ajustó en el contexto de un experimento-FE metodología de modelado de par hasta que se consideraron los dos procesos a ser adecuadamente compatibles, es decir, los datos de ambos estaban en buena concordancia. Estos datos eranutilizado para ajustar las constantes del material modelo mediante la comparación de ISV (unidimensional) respuesta mecánica del simulador de respuesta del material y MATLAB (unidimensional) espécimen estrés línea central del modelo SHPB FE. Aquí componente de esfuerzo ejemplar del modelo de FE fue a lo largo de la dirección de las olas de carga. Entonces el comportamiento tridimensional del modelo FE espécimen fue calibrado mediante la realización de simulaciones de manera iterativa FE y el ajuste de las constantes de ISV de modo que el volumen promediada dirección de carga de estrés se correlacionó bien con el experimental verdadera respuesta de tensión-deformación. Por lo tanto, se llevó a cabo un proceso de optimización iterativo entre los datos experimentales, los resultados de FE y unidimensional modelo de material ISV. La tabla 1 muestra un resumen de las variables del modelo de material ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.

El elemento más importante de esta metodología es la obtención de la respuesta mecánica unidimensional del biomaterial y sus parámetros de los materialespara el modelo material de ISV, lo que evita los problemas de pruebas SHPB de la falta de uniformidad en estado de estrés. También separa la respuesta no lineal inicial de la biomaterial que surge de los efectos inerciales y hace que una respuesta mecánica que es intrínseca al material. La metodología acoplado también mostró que un cambio en la geometría de la muestra cambia por completo el problema de valor límite (BVP) y la dirección de carga verdadera tensión-deformación de la muestra. Como tal, la metodología mencionada anteriormente se puede utilizar con cualquier modelo de material (fenomenológica o basados ​​en microestructural) para la calibración y luego la simulación de comportamientos de alta velocidad de deformación de órganos humanos bajo cargas mecánicas perjudiciales.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

Declaración de Ética: NOTA: El presente trabajo es exclusivo de la política de investigación de la institución, y sigue estrictamente la bio-seguridad y la Oficina apropiada de Cumplimiento Regulatorio (ORC) directrices.

1. Biomateriales Espécimen de Adquisiciones

  1. Llevar equipo de protección personal de acuerdo con los protocolos de bioseguridad estándar de laboratorio y / o institución. Use zapatos con punta cerrados, pantalones largos, una bata de laboratorio, guantes quirúrgicos, una máscara protectora y gafas de seguridad durante la manipulación de tejido porcino y pruebas.
  2. Obtener tejido porcino (cabeza, el abdomen o las patas traseras) de los cerdos sanos de un matadero local dentro post mortem 01.02 h.
  3. Guarde tejido porcino en bolsas de seguridad de riesgo biológico y luego colocarlos en un recipiente con hielo (~ 5,56 a 7,22 ° C).
    NOTA: Use un termómetro para verificar que la temperatura en la muestra de la especie porcina no caiga por debajo de 7.22 ° C.
  4. Transportar tejido porcino al laboratorio más cercano(En el Colegio de Medicina Veterinaria de la Universidad Estatal de Mississippi) para la disección.
  5. Bajo la supervisión de un veterinario en la Facultad de Medicina Veterinaria, extraer quirúrgicamente órgano porcino (cerebro, hígado, músculo, grasa, o tendón) y colocarlos en recipientes llenos de tampón fosfato salino (PBS) para el almacenamiento temporal (pH 7,4).
  6. Almacenar los envases de PBS en un refrigerador de hielo (~ 5,56 a 7,22 ° C) e inmediatamente transportarlos a la instalación de pruebas para la preparación de muestras y pruebas SHPB.

2. Biomateriales Preparación de la muestra

  1. Retire el órgano porcino desde el contenedor PBS y colocarlo sobre una superficie estéril.
  2. NOTA: Identificar la orientación de la fibra primaria y ubicaciones para cada muestra de prueba. Utilice morir una cilíndrico con un diámetro interior 30 mm para diseccionar la muestra de prueba desde el órgano porcino.
  3. Si la muestra de ensayo se acuña dentro de la matriz cilíndrica, inyectar PBS a través del extremo opuesto de la disecciónherramienta para permitir que la muestra de ensayo se deslice fuera intacta. Introducir la muestra extraída en un área separada de la superficie estéril.
  4. Utilice un bisturí para cortar la muestra a la relación de espesor y aspecto prescrito.
    NOTA: Para la prueba SHPB de muestras porcinas, el espesor es de 10 a 15 mm, mientras que la relación de aspecto (espesor / diámetro) es 0,33 a 0,50 (Figura 2).
  5. Utilice calibradores para medir el espesor y el diámetro en tres lugares diferentes.
  6. Guarde todas las muestras de prueba en PBS fresco hasta que el dispositivo SHPB está listo para la prueba.
    NOTA: Asegúrese de que las muestras se prueban dentro de 4 horas después de la masacre.
  7. Desechar las muestras que no son cilíndrica debido a la incisión errores o variaciones en la sección transversal. Coloque las muestras de desecho en bolsas de seguridad de riesgo biológico. Repita los pasos 2.2 a 2.6 para obtener muestras de prueba adicionales.

3. Split-Hopkinson Prueba de presión Bar

  1. Coloque la barra delantero, barra de incidente, y la barra de transmisión en el mcandeleros etal para pruebas SHPB.
    NOTA: Asegúrese de que las barras están en movimiento libre al tacto y que sus interfaces están alineados entre sí. Proporcionar un tapón para la barra de transmisión para la seguridad.
  2. Conecte los calibradores de tensión se adhirieron a incidentes y bares transmitidos al amplificador de señal. Encienda los amplificadores de acondicionamiento de señal y el equipo del módulo de adquisición de datos.
  3. Inicialice el software de captura de datos de alta velocidad.
  4. Verifique la captura en vivo de las señales para ver si se encuentran dentro del rango normal, y anular las señales de ruido haciendo clic en el icono de cero.
  5. Introduzca el nivel de disparo y la velocidad de datos (2 MHz).
  6. Inicialice el software para grabar una vez se ha alcanzado el nivel de disparo.
  7. Cargar el bar delantero adyacente a la cámara de presión. Llenar la cámara de presión a una presión deseada.
    NOTA: El rango de presión típico es 5-25 psi.
  8. Cero a cabo la medición de la velocidad del láser pulsando el botón de cero y la puso a leer los ba delanteror la velocidad mediante el establecimiento de la tira reflector en la barra delantero detrás de los sensores láser.
  9. Coloque la cámara de muestras confinamiento de tal manera que no obstaculice el movimiento del incidente y reflejada bar. Coloque la barra incidente en contacto con la barra de transmisión.
  10. Para fines de calibración, realizar una prueba (sin muestra) girando el interruptor disparador para la cámara de presión en la barra de delantero.
  11. Una vez que los datos se adquiere en el ordenador, guardar y analizar los datos de medidor de deformación SHPB (que se discuten en la siguiente sección) para garantizar que el procedimiento de prueba está funcionando correctamente.
  12. Coloque la muestra cilíndrica entre el incidente y la barra de transmisión y cierre el compartimento de medición, el confinamiento.
    NOTA: Asegúrese de que ningún acondicionamiento previo se realiza en la muestra.
  13. Realizar tareas 03.04 a 03.07 con la muestra colocada entre el incidente y la barra de transmisión.
    NOTA: Asegúrese de que la línea central de la muestra es la misma que la línea central de la barra. Antes proceeding, también comprobar que la muestra no es comprimido, pero permanece en la misma geometría que extrajo previamente.
  14. Después de la prueba está completa, utilice sanitaria desechable limpia para eliminar los residuos de la muestra en la barra de incidente, la barra de transmisión, y la cámara de confinamiento muestra. Deseche todos los escombros y toallitas húmedas en bolsas de seguridad de riesgo biológico.
  15. Desinfecte la cámara de bares y muestra de confinamiento utilizando una solución de limpieza de etanol al 70% y toallitas sanitarias.

4. SHPB Datos Post-procesamiento

  1. Abra el "MSU alta tasa de Software 19" para el análisis de las ondas Hopkinson Bar.
  2. Comience el software mediante el examen de la ventana Configuración y elegir la opción "Tensión / Compresión" en la ficha Modo de prueba uniaxial. También, seleccione "2 Gages" en la ficha Gages y haga clic en "Continuar".
  3. En la ventana principal, seleccione el archivo abierto 1 Tab, y vaya a la onda incidente de datos del registro de medidor de deformación en el incidebar nt. Seleccione la ficha Abrir archivo 2 para la importación de la barra de transmisión registro de instrumento cepa.
  4. Seleccione la ficha Parámetros de la ventana principal y la entrada de los parámetros físicos de la configuración de la prueba, incluyendo: las dimensiones de barras, la tensión a la tensión factores, posiciones de bandas extensométricas y constantes dispersión viscoelástico. Haga clic en "Continuar".
  5. A continuación, seleccione la ficha de datos Seleccione en la ventana principal y utilice las barras de cursor para reducir el conjunto de datos sólo a la cantidad de datos que contienen el incidente, reflejada, y las ondas de transmisión. Haga clic en "Continuar".
  6. A continuación, seleccione la ficha Seleccionar Ondas en la ventana principal y utilizar las barras de cursor para confinar la onda incidente en el incidente de la onda Gráfico, la onda reflejada en el gráfico de la onda reflejada y la onda transmitida en la Onda Gráfico de Transmisión. Haga clic en "Continuar".
  7. Después de eso, seleccione la ficha correcta en la ventana principal para que el software para corregir la dispersión viscoelástico 20-21.
  8. Now seleccionar el Desplazamiento de pestañas en la ventana principal. En el gráfico de la onda, utilice el cursor para arrastrar el incidente, reflejada y transmitida olas a la misma posición inicial en el tiempo mediante la selección de cada uno de ellos individualmente en la lista Seleccione Tab Wave. Ver todas las olas en el gráfico de datos. Una vez completado, haga clic en "Continuar".
  9. En el archivo de resultados, excepto la carga, el desplazamiento, la posición y la velocidad, perfiles, haga clic en "Guardar como".
  10. Utilice métodos convencionales en Microsoft Excel (o cualquier otro software de hoja de cálculo) para calcular la verdadera tensión y deformación real usando las dimensiones de la probeta medidos antes de la prueba Hopkinson Bar.

Modelado 5. SHPB Elementos Finitos

  1. El uso de elementos finitos (FE) de software comercial, crear un modelo de FE de la configuración SHPB.
    NOTA: Utilice las mismas geometrías y propiedades de los materiales.
  2. Asignar una velocidad inicial al modelo FE de la barra delantero para inicializar la simulación FE.
    NOTA: La velocidaddel delantero barra debe corresponder a la del experimento SHPB para una tasa cepa particular 9.
  3. Crear un modelo de FE de la configuración SHPB sin una muestra colocada entre el incidente y bares de transmisión. Ejecutar la simulación FE.
    NOTA: La velocidad de la barra delantero simulado debe corresponder a la velocidad experimental bar delantero bajo la condición de "no muestra". Asignar propiedades de los materiales indicados en la Tabla 1 para bares poliméricos.
  4. Verifique si las mediciones de bandas extensométricas (mancha en función del tiempo) en el experimento y simulación FE están en buen acuerdo.
  5. Incorporar la muestra biomaterial en el modelo FE de la configuración SHPB. Asigne la aplicación en tres dimensiones (en formato de archivo vumat 22) del modelo de material de ISV a la muestra biomaterial 11.
  6. Realizar un estudio de refinamiento de malla utilizando tres diferentes tamaños de malla y luego analizar los resultados para determinar si las soluciones convergen.
    NOTA: La mallatamaño corresponde al número total de hexaedros y / o elementos tetraédricos que comprenden el modelo FE. Seleccione el modelo FE con el tamaño más bajo malla que converge después de nuevas simulaciones 9.
  7. Llevar a cabo la calibración de dos pasos modelo FE. En el primer paso, cargar los datos experimentales en la unidimensional implementar el modelo de material de ISV.
  8. Calibrar la verdadera curva de esfuerzo-manchas del experimento con la verdadera curva de tensión-deformación del modelo mediante el ajuste de los parámetros del modelo de material ISV (ver Tabla 1).
    NOTA: Se necesitan más iteraciones porque los datos experimental SHPB es tridimensional en la naturaleza, mientras que el modelo de material es unidimensional.
  9. Asigne las constantes del material ISV para la muestra biomaterial en el modelo FE de la configuración SHPB.
  10. Ejecutar la simulación FE con la velocidad bar delantero y muestra la velocidad de deformación deformación correspondiente a las pruebas SHPB a la misma velocidad de deformación.
  11. Compare las mediciones medida de deformación de la experimentación y simulación de FE de buen acuerdo (cepa en función del tiempo).
    NOTA: Si hay una buena concordancia entre las simulaciones FE y valores medidor de deformación experimento, pasar a la segunda etapa del proceso de calibración del modelo. Si no, repita Tareas 05.07 a 05.11.
  12. En el segundo paso de la calibración del modelo FE, ejecute la cepa de simulación SHPB datos galga FE experimentar software de post-procesamiento, software MSU Alta Tasa 19-21.
    NOTA: Si la respuesta tensión-deformación verdadera simulada se compara con el experimental verdadera respuesta tensión-deformación, luego el de dos pasos calibración del modelo FE se ha completado. Si no, repita Tareas 05.07 a 05.12.
  13. Realiza una media de volumen de la dirección de carga (Σ 33) el estrés a lo largo de los elementos de la línea central de la muestra modelo FE.
    NOTA: Si esta tensión está en buen acuerdo con la curva de tensión-deformación del resultado material modelo unidimensional ISV, a continuación, los resultados obtenidos a través de Tareas 5.7-5.12 Están calibrados plenamente. Si no, repita Tareas 05.07 a 05.13. La verdadera respuesta de tensión-deformación capturado a través de la aplicación de una sola dimensión del modelo de material de ISV representa la uniaxial verdadera respuesta de tensión-deformación de un biomaterial que fue probado en una configuración de SHPB.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

La eficacia de la metodología acoplado se ejemplifica en la Figura 3. Aquí el SHPB experimental respuesta de tensión-deformación para el cerebro está en un estado de tensión inferior (con una tensión de pico de 0,32 MPa) en comparación con el estado de tensión del material unidimensional simulador de punto (con un valor máximo de 0,74 MPa), que es similar a la línea central de la muestra FE media (elemento). Esto es debido a la naturaleza de la deformación que biomateriales suaves de exposiciones. Debido a que las velocidades de deformación son altos, y la velocidad de la onda y la fuerza del biomaterial es baja, la propagación de la onda de inercia y el estrés en la demanda de material de deformación no uniforme. Este fenómeno es mayor en los bordes de la muestra y menos en el centro. Debido a que las muestras son cilindros, el centro de la muestra no puede desplazar la expansión radial no uniforme a diferencia de los bordes. Por lo tanto, después de una cierta cantidad de tiempo, la línea central de la muestra puede estar estrechamente aproximar como uniaxial.

ent "> Debido a la observación de la línea central de la muestra que exhibe deformación uniaxial después de algún inicial" anillo-up "tiempo, FEA se puede utilizar entonces para extraer los datos de la línea central, que no es posible para la configuración experimental para capturar. Aquí el" anillo -up "el tiempo es el intervalo de tiempo durante la fase inicial de una prueba SHPB cuando se alcanza el equilibrio por el estado de estrés. Para ello, los calibradores de tensión FEA virtuales se comparan con los medidores de deformación experimentales, y las constantes del material son variados hasta buen acuerdo es alcanzado. Tabla 2 da las constantes de materiales representativos para el cerebro obtenida a través de la metodología de simulación SHPB experimento-FE acoplada. Además, la figura 4 muestra que la curva experimental verdadera tensión-deformación SHPB mide realmente la primera invariante de estrés, en lugar de la carga uniaxial comportamiento tensión-deformación -dirección. Mientras que la mayoría de otros estudios 12-18 simplemente presentan los resultados experimentales, la figura3 muestra que una representación de la respuesta mecánica de un biomaterial tal sería subestimar la respuesta uniaxial, que es relevante para la FE modelos de simulación del mundo real problemas de contorno (BVPS). Por lo tanto, un uso del resultado experimental SHPB solo sería erróneo si no acoplada con el modelado de tipo FE para evaluar el comportamiento uniaxial.

Figura 1
Figura 1:. Una visión general de personalizado polímero Split-Hopkinson Presión Bar (SHPB) utilizados para el ensayo de muestras de cerebro porcino Esta cifra ha sido modificado desde Prabhu et al, 2011 9..

Figura 2
Figura 2: extracción de muestra de fresco (<3 hr post-mortem) a partir de (a) de cerebro porcino, y(B) extracción de la muestra usando un diámetro interior 30 mm mueren en la dirección superior-inferior. Esta cifra ha sido modificado desde Prabhu et al., 2011 9.

Figura 3
Figura 3:. La comparación de Σ 33 para el experimento, MATLAB rutina de montaje (simulador punto material), FE espécimen datos medios y medidas de tensión FE través DAVID viscoelástico, a 750 seg -1 Las bandas de error en el incidente experimental / reflejadas olas representados incertidumbre. Esta cifra ha sido modificado desde Prabhu et al., 2011 9.

Figura 4
Figura 4: Parcelas de elementos finitos (FE) de simulación Σ Mises, Σ 11, Σ 22,31; 33, 12 Σ, Σ 23, Presión (Primera Invariante de estrés) y Σ 13 y experimentar durante la deformación de la muestra cilíndrica, a 750 seg -1. Aquí esfuerzos de compresión son negativos. Esta cifra ha sido modificado desde Prabhu et al., 2011 9.

Figura 5
Figura 5:. Esquema de la configuración polimérico Presión Bar Split-Hopkinson (SHPB) Esta cifra se ha modificado desde Prabhu et al, 2011 9..

Figura 6
Figura 6: Esquema de la (a) montaje experimental para las pruebas SHPB y (b) la simulación modelo FE, junto con (c) un primer plano de la barra incidente reflejadainterfaz. Esta simulación modelo FE se realizó sin ninguna muestra. Modelo FE amortiguación coeficientes α y β R R para las simulaciones se mantuvieron en el 3,0 y el 1,2.

Figura 7
Figura 7:. Comparación de la experimentación y de elementos finitos (FE) Σ simulación 33 de porcino de compresión de muestras de cerebro, en σ 33 6.5 Simulación ms -1 FE se calcularon por correo procesamiento de las mediciones de deformación de simulación FE través MSU software de alta velocidad de deformación.

Figura 8
Figura 8: Esquema de (a) de elementos finitos (FE) establecido para Split-Hopkinson Presión Bar (SHPB) las pruebas, (b) dimensiones de la muestra de simulación FE,con una muestra, y (c) una visión general de la configuración SHPB con una muestra. Modelo FE amortiguación coeficientes α y β R R para las simulaciones se mantuvieron en el 3,0 y el 1,2. Esta cifra ha sido modificado desde Prabhu et al., 2011 9.

Figura 9
Figura 9: Esquema de la correlación de dos veces de las verdaderas respuestas de estrés-deformación de materiales blandos biológica para experimento SHPB y simulación FE.

Figura 10
Figura 10. (A) Comparación del incidente y reflejada medidas de deformación en un listón de presión Split-Hopkinson (SHPB), para la experimentación y análisis de elementos finitos (FEA), y (b) el experimento SHPB y Finite Element (FE) Σ simulación 33 para la compresión de muestras de cerebro porcino en 750 seg -1. FE simulación Σ 33 se calcularon por correo procesamiento de las mediciones de deformación de simulación FE a través de software DAVID viscoelástico. Las bandas de error en el incidente experimental / ondas reflejadas representados incertidumbre. Esta cifra ha sido modificado desde Prabhu et al., 2011 9.

Tabla 1

Tabla 2

Tabla 1:. Resumen de las variables y ecuaciones modelo para MSU TP 1.1 Esta tabla ha sido modificado desde Prabhu et al, 2011 9 y 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
R s1 1.40
h o 47.21
X o 1 0.75
x * sáb 0.01
x * o 1.20
g o 0.30
C κ 1 (MPa) 0.40
h 1 0
e o s2 0
e sáb s2 0.40
C κ 2 (MPa) 0

Tabla 2: Valoresde las constantes de materiales para material cerebral utilizando MSU TP modelo 1.1 viscoplasticidad. Esta tabla se ha modificado desde Prabhu et al., 2011 9.

Striker Bar Barra de Incidentes Bar de Transmisión
Material 1-1 / 2 "de policarbonato (PC) varilla * 1-1 / 2 "de policarbonato (PC) varilla * 1-1 / 2 "de policarbonato (PC) varilla *
Densidad (kg / m 3) 1,220 × 10 3 1,220 × 10 3 1,220 × 10 3
Diámetro (m) 1,285 × 10 -3 3,810 × 10 -2 3,810 × 10 -3
Longitud (m) 7,620 × 10 -1 2,438 1,219

* McMaster-Carr TM varilla de 1-1 / 2 "(McMaster-Carr TM, Chicago, IL, EE.UU.).

Tabla 3:. Dimensiones y propiedades del material de las barras poliméricos utilizados en Split-Hopkinson Presión Bar (SHPB) Configuración Este cuadro ha sido modificado desde Prabhu et al, 2011 9..

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

La metodología informado de que las parejas del experimento SHPB y FE modelado de la SHPB ofrece una técnica novedosa y única para evaluar el uniaxial verdadera respuesta de tensión-deformación de un biomaterial a altas velocidades de deformación. Con el fin de adquirir propiedades mecánicas intrínsecas al tejido nativo, se debe tener cuidado para mantener la muestra de biomateriales entre 5,56 a 7,22 ° C antes de la prueba SHPB. Si la muestra se enfría por debajo de 5,56 ° C, el agua presente en el tejido comienza a cristalizar en hielo y, posteriormente, cambia las propiedades mecánicas del tejido. Mientras que otros investigadores 15-18 han congelado la muestra para fines de conservación de la degradación mecánica, los resultados obtenidos de los mismos a partir de las pruebas de rendimiento SHPB considerablemente diferentes respuestas mecánicas. Además, un informe de Van Ee y Myers 23 mostró que los biomateriales suaves probados dentro de 5 horas post mortem dio los mejores resultados experimentales. Además, la solución PBS fue elegido para stmuestras de mineral de biomateriales y muestras cilíndricas porque su osmolaridad y la concentración de iones son similares a los fluidos biológicos 9.

Basado en el trabajo de Gray y Blumenthal 24 en el Manual de ASM en pruebas de alta velocidad de deformación de materiales suaves y una óptima relación de aspecto de la muestra, o relación de espesor de la muestra de diámetro, estaba decidido a ser de 0,5 o menos, dependiendo del tipo de ser biomaterial probado (cerebro porcino, hígado, tendón o grasa). Gray y Blumenthal 24 observaron en su estudio que las muestras con una relación de aspecto mayor que 0,5 no acomodar la fuerza de equilibrio dinámico durante una prueba SHPB. Extracción de la muestra comenzó mediante el uso de un troquel de acero inoxidable para diseccionar el biomaterial en la dirección superior-inferior para crear una pieza larga, cilíndrica del biomaterial. A continuación, un bisturí quirúrgico se utiliza para cortar 15 mm de espesor muestras de la larga cilindro, produciendo múltiples muestras de prueba cilíndrica (Figura 2). La muestramás cercana a la parte superior de la muestra normalmente se caracterizó con contorno de la superficie del órgano (superficie superior o superior). Por ejemplo, cuando un espécimen cerebro se diseccionó el cerebro surcos y circunvoluciones caracteriza la superficie superior. Aquí se tuvo cuidado para asegurar la planitud de la superficie, que se obtuvo mediante la incisión de la superficie "desigual" superior con un bisturí quirúrgico. En general, las variaciones de espesor muestras eran de menos de 0,5 mm, que llegó a 3% del espesor promedio de la muestra. Se han asumido las muestras para tener un espesor uniforme como la variación en el espesor fue de menos de 3%. Adquisición de biomateriales se completó en menos de 1 hora, y todas las pruebas SHPB se realizaron en menos de 4 horas después del sacrificio.

Los datos de onda estrés SHPB se registró a través de una serie de bandas extensométricas fijadas en el incidente y la barra de transmisión. La configuración de la prueba descrita aquí utiliza barras de polímeros en lugar de la traditbarras de metal ional, como éstas se han observado para producir un nivel de ruido inferior 25. Una lista detallada de materiales y dimensiones de los bares poliméricos SHPB 'se dan en la Tabla 3. Antes de analizar el biomaterial, el aparato SHPB fue calibrado y verificado mediante una serie de experimentos de "no muestra". Estos experimentos sirven para verificar el buen funcionamiento del incidente y calibradores de tensión de transmisión de barras y para evaluar cualquier ruido o interferencia introducida por las carcasas metálicas, calibradores de tensión, o el sistema de adquisición de datos. El SHPB funcionado por la liberación de nitrógeno comprimido a través del actuador neumático para acelerar rápidamente la barra delantero. El bar delantero luego impactó la barra incidente y la onda de tensión a la compresión creado por este impacto se propaga a través de la barra de incidente. Cuando la onda de tensión alcanza el extremo de la barra incidente, la energía cinética asociada se dividió con una porción que se manifiesta como una onda de tensión de tracción reflejado en el INCIbar Dent, y la energía restante se manifiesta como una onda de tensión de compresión transferido a los medios de comunicación subsiguientes. En la configuración de la prueba de muestras, la onda compresiva viajó en la muestra y luego en la barra de transmisión, mientras que la prueba de "no muestra" permitió a la onda de compresión para mover directamente desde el incidente a la barra de transmisión. Las ondas de tensión grabada aquí producen diferentes presiones dentro de la barra incidente, de la muestra, y un bar transmiten, y estas presiones sirvieron como las condiciones de contorno para la simulación de la gama de velocidades de deformación observados en experimentos SHPB.

FE modelado de pruebas SHPB requiere de dos etapas de una manera similar a la verificación experimental aparato. El modelo FE del propio aparato fue calibrado para el caso "sin muestra" (Figura 6) en el que se asignaron los tres bares poliméricos propiedades del material elástico con un módulo de Young de 2391 MPa y proporción de 0.36 de Poisson. En <strong> Figura 6, el eje z negativo indica la dirección de la carga con σ 33 denota el esfuerzo de compresión correspondiente. Esta calibración se aseguró de que las barras poliméricas poseían propiedades de los materiales adecuados y que las mediciones de bandas extensométricas en el modelo FE fueron comparables a los resultados del caso "sin muestra" (Figura 7). Después se validó el modelo FE del aparato, se añadió la muestra biomaterial y el caso de prueba "muestra" fue sometido a una verificación y proceso de validación de calibración (Figura 7). La adecuación del tamaño del elemento en nuestra malla (verificación del modelo FE) fue probada usando un enfoque de convergencia malla. Las mallas de la misma geometría se construyeron con una serie de elementos cada vez más pequeños; las mallas variaron en tamaño de 4,703 a 3,111 millones de elementos totales. Este estudio indicó que la convergencia mallas de 12.000 elementos o más proporcionaron resultados similares, lo que representael umbral mínimo de convergencia. Este estudio también se utiliza un modelo de material (MSU TP Ver. 1.1), capaz de describir los complejos comportamientos materiales exhibidos por los biomateriales en general. Aquí, el modelo de material capta las respuestas viscoelásticas-viscoplástico de los materiales amorfos junto con los efectos de la historia y la dependencia de la velocidad de deformación, que actualmente está siendo utilizado para describir las respuestas materiales de cerebro 9 y el hígado 26. Las respuestas elásticas e inelásticas se caracterizaron utilizando un conjunto de relaciones constitutivas que se resumen en la Tabla 1. Estas ecuaciones permiten el modelo para expresar y reconciliar el comportamiento a corto plazo asociados con la respuesta de material dinámico o instantánea, así como el comportamiento a largo plazo asociados con estacionario respuestas materiales estatales. El modelo también proporciona la capacidad para incluir los efectos de historia relacionados con los cambios en la microestructura biomaterial a través de la utilización de los ISV.

El modelo FE fue calibrated a través de una serie de pasos (Figura 9). SHPB datos experimentales se utiliza para calibrar el modelo constitutivo ISV utilizando un simulador de punto de material. A continuación, los datos experimentales y FEA bandas extensométricas eran examinados hasta buen acuerdo fue confirmado (Figura 9). A continuación, las mediciones de medida de deformación de las pruebas y simulaciones SHPB FE se compararon (Figura 10). Las correlaciones se lograron en la determinación de las mediciones de bandas extensométricas desde el sistema SHPB y la respuesta mecánica de la muestra. Cabe señalar que durante la calibración del simulador punto material produjo un estado de tensión unidimensional mientras ambos experimentos y simulaciones SHPB FE produjeron un estado de tensión en tres dimensiones. Los diferentes estados de estrés producen diferencias correspondientes en σ 33 (Figura 10). Las constantes de modelo de material se optimizaron hasta que la σ 33 a partir de pruebas SHPB igualaron la σ 33 de FE simulciones. Aquí el proceso de optimización se llevó a cabo de forma iterativa hasta que los resultados experimentales y FE bandas extensométricas se encontraban en buen acuerdo, junto con los estados de estrés tridimensionales obtenidos mediante el procesamiento de los datos experimentales y FEA medida de deformación a través del software de alta tasa de MSU. Además, la optimización iterativo también se llevó a cabo de tal manera que el simulador de punto material de una sola dimensión y la FE unidimensional espécimen σ línea central 33 también estaban en buena concordancia.

El comportamiento tensión-deformación verdadera resultante unidimensional obtenido a través del simulador de punto material a continuación representa la uniaxial verdadera respuesta tensión-deformación equivalente para un biomaterial obtenido a través de pruebas SHPB a altas velocidades de deformación. En resumen, la metodología mencionada anteriormente proporciona una manera eficaz para extraer el resultado experimental uniaxial mediante el uso de la herramienta de simulación FE. La simulación SHPB experimento-FE junto ambigüedades también aliviados relativas theories sobre los efectos inerciales, mostrando que gran parte de la respuesta de tensión-deformación era intrínseco al biomaterial. Por último, se observó que los efectos de las modificaciones de la geometría de la muestra (cilíndricos frente anular) para tener un efecto mínimo en la negación del llamado efecto inercial, que condujo el "pico inicial." El uso de esta metodología se limita a biomateriales suaves y es mucho tiempo. Además, el acoplamiento del experimento SHPB y el modelo FE SHPB con un modelo de material ISV es compleja. Sin embargo, la principal ventaja de esta metodología es que las constantes de materiales resultantes y el modelo de ISV pueden ser utilizados para simular diversos escenarios de lesiones mecánicas.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Los autores declaran que no existen conflictos de intereses con todo el material relacionado con esta publicación.

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).

Comments

0 Comments


    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Usage Statistics