Un élément de méthode de modélisation Experiment-finis Couplé pour évaluer Haute Strain Taux de réponse mécanique des biomatériaux mous

Bioengineering

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Summary

La présente étude a prescrit une méthode de simulation par éléments finis, couplé expérience pour obtenir la réponse dynamique mécanique uniaxe de biomatériaux mous (cerveau, foie, tendon, la graisse, etc.). Les résultats expérimentaux multiaxiales qui ont surgi en raison de spécimen renflement obtenus à partir de tests de barre de pression Hopkinson ont été rendus à un vrai comportement contrainte-déformation uniaxiale quand simulé grâce à l'optimisation itérative de l'analyse des éléments finis du biomatériau.

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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

Cette étude offre un élément expérimental et finie combinée (FE) approche de simulation pour examiner le comportement mécanique des biomatériaux mous (par exemple cerveau, le foie, les tendons, graisses, etc.) lorsqu'ils sont exposés à des taux de déformation élevées. Cette étude a utilisé une pression Bar Hopkinson (SHPB) pour générer des taux de 100-1,500 sec de contrainte -1. Le SHPB a utilisé une barre de butée constitué d'un matériau visco-élastique (polycarbonate). Un échantillon du biomatériau a été obtenue peu de temps post-mortem et préparé pour l'essai SHPB. Le spécimen a été interposé entre l'incident et les bars transmissibles et les composants pneumatiques de la SHPB ont été activés à conduire la barre de l'attaquant vers le bar de l'incident. L'impact résultant généré une onde de contrainte de compression (c.-à-onde incidente) qui a voyagé à travers la barre d'incident. Lorsque la compression onde de contrainte atteint la fin de la barre d'incident, une partie continue d'avancer à travers l'échantillon et le bar transmis (i.e. onde émise) tandis qu'une autre partie inversée grâce à la barre de l'incident comme une onde de traction (c.-à-onde réfléchie). Ces ondes ont été mesurées en utilisant des jauges de contrainte montées sur l'incident et barres transmissibles. Le comportement vraie contrainte-déformation de l'échantillon a été déterminée à partir des équations basées sur la propagation des ondes et de l'équilibre de force dynamique. La réponse contrainte-déformation expérimental était en trois dimensions dans la nature car l'échantillon bombé. En tant que tel, la contrainte hydrostatique (premier invariant) a été utilisé pour générer la réponse de contrainte-déformation. Afin d'extraire le uniaxiale (unidimensionnel) réponse mécanique du tissu, une optimisation couplé itérative a été effectuée à l'aide des résultats expérimentaux et Finite Element Analysis (FEA), qui contenait un modèle variable (ISV) de matériau Etat interne utilisé pour le tissu. Le modèle de matériau ISV utilisé dans les simulations FE du dispositif expérimental a été calibré de façon itérative (c. optimisé) aux données expérimentales telles that l'expérience et FEA contrainte valeurs d 'épaisseur et premier invariant des contraintes étaient en bon accord.

Introduction

Motivation

L'objectif cardinal de Split couplé - Hopkinson Pression Bar (SHPB) expérience / modélisation par éléments finis de biomatériaux mous (tels que le cerveau, le foie, les tendons, graisses, etc.) était d'extraire leurs comportements mécaniques uniaxiaux pour poursuite de l'application dans le corps humain FE simulations sous charges mécaniques dommageables. Le éléments finis (EF) modèle de corps humain est constitué d'un maillage du corps humain détaillée et une personne à charge Etat interne modèle variable (ISV) matériau viscoélastique histoire multi-échelle-viscoplastique pour divers organes humains. Ce modèle de corps humain peut être utilisé pour un cadre de construire de meilleures normes de protection des blessures, de concevoir un équipement de protection innovante, et de permettre la conception des véhicules centrée occupant.

Deux modes de blessures à haut débit ont été largement observée dans les traumatismes humaine: explosion explosive et l'impact contondant. dommages Blast from armement explosive est la principale source de traumatic blessures (TI) et la principale cause de la mort sur ​​le champ de bataille 1. Lorsqu'elle explose, ces explosifs forment une onde de choc se propageant vers l'extérieur qui produit de grandes et brusques accélérations et des déformations. Les charges résultant posent de graves menaces pour les personnes exposées. Bien que toute une partie de l'anatomie peut être blessé par des ondes de choc, les principaux domaines de préoccupation sont (1) l'extrémité inférieure en raison de sa proximité avec le sol, et (2) de la tête depuis blessures peuvent inhiber la fonction cérébrale normale et la survie 2 , 3. Ces blessures peuvent être classés comme des blessures primaires, secondaires ou tertiaires en fonction du type de préjudice subi. Étant donné que la force d'un explosif est caractérisé par son poids ou de la taille, de la distance d'écartement, la durée d'impulsion positive, et moyen par lequel il se déplace, il peut être difficile de classer correctement ces blessures 3-6. Congrès rapports indiquent que les militaires ont subi près de 179 000 lésions traumatiques dues à explosiveArmement et véhicules accidents en Irak et en Afghanistan de 2000 à Mars 2010 2. En raison de la nature et les lieux du combat moderne, blessures à la tête sont une préoccupation majeure pour les deux civils 3 et militaires.

Mis à part les scénarios de combat, TI a une variété de causes, y compris le traumatisme de l'automobile; rodéo, de moto et les accidents domestiques; et les blessures sportives. Par exemple, malgré les améliorations apportées à l'équipement et les protocoles de sécurité, induit mécaniquement une lésion cérébrale traumatique (TBI) continue d'être une source majeure de mortalité et de morbidité permanente aux États-Unis Le Center for Disease Control and Prevention (CDC) rapporte environ 1,4 millions d'événements TBI chacun année, dont près de 50 000 sont mortels. Football américain représente à lui seul plus de 300.000 TCC chaque année 7. Les survivants de ces blessures sont à risque de complications neurologiques à long terme liés à la sensation, la cognition et la communication. A ce moment, il ya environ5,3 millions d'Américains qui vivent avec ces inconvénients chroniques et handicapées. Les coûts médicaux directs et indirects des États-Unis de 2000 à 2010 ont totalisé $ 60000000000 8. Toutefois, ces chiffres ne tiennent pas compte des coûts et des pertes non-médicaux, ou ceux exposés par les familles et les amis appui patients traumatisés crâniens. Au-delà de l'analyse purement économique, le handicap TBI-induite crée une réduction significative de la qualité de vie qui peut se manifester comme un fardeau considérable sur les familles et la société.

La nécessité d'une meilleure compréhension de la formation, la caractérisation et la prévention de la TI est clair. Des études biomécaniques des mécanismes sous-jacents qui causent TI donnent un aperçu et la possibilité de réduire l'exposition ou d'améliorer les dispositifs de sécurité pour les personnes à risque potentiel pour la TI. En outre, plus de la promotion de la compréhension générale de la formation TI peut améliorer les méthodes et critères de diagnostic, de fournir aux professionnels de la santé qui traitent les TI avec de meilleurs moyens d'améliorer les résultatss et sauver des vies.

Une meilleure connaissance des mécanismes de blessure et une meilleure compréhension de la biomécanique du développement des blessures sont nécessaires pour développer des mesures de protection efficaces pour le corps humain. Historiquement, les simulations visant à prédire les blessures ont été entravées par des restrictions de calcul ainsi que la fidélité de l'anatomie et des modèles de matériaux employés. Simulations du corps entier ont porté sur les charges globales sur chaque partie du corps, mais le locale contraintes, déformations et des dommages dans chaque organe, muscle, os, etc. n'a pas été observée. Par exemple, les modèles du moment de l'épaule utilisent les dimensions du bras, de la charge, et l'angle appliqué à rechercher des valeurs tabulaires qui spécifient si ou non un scénario particulier est dangereux. Un calcul de cette nature est utile pour les estimations rapides, mais ne peut pas capturer ce qui se passe localement à partir de la main tout le chemin à l'épaule, en particulier lorsque des dommages sont intrinsèquement locale. Deuxièmement, FE simulations ont été utilisées pour capturer la réponse locale. La limitation de ces efforts n'a pas été FEA lui-même, mais les modèles de matériaux qui définissent le comportement de chaque partie du corps sous des charges de blessures de souffle. Modèles de matériaux précédemment utilisés sont adaptés à partir de matériaux simples et ne cherchent pas à saisir la myriade de comportements mécaniques complexes exposées par les tissus biologiques. Par conséquent, haute fidélité des modèles informatiques avec des modèles de matériaux ISV pour les organes dans le corps humain représentent le moyen le plus réaliste d'enquêter sur la physique et de la biomécanique des IT, de concevoir un équipement de protection innovant, et d'établir de meilleures normes pour les métriques de blessures.

Contexte de Split-Hopkinson Pression Bar (SHPB) et Variable Etat interne (ISV) Matériel Modèle

En raison de problèmes éthiques liés aux tests in vivo des organes humains et les problèmes logistiques associés aux tests de cadavre humain à grande échelle, l'curreffort de recherche ent implique expériences mécaniques in vitro utilisant des échantillons préparés à partir d'organes extraits de substituts d'origine animale (par exemple, le porc comme un substitut plus souvent utilisé). Polymère SHPB a été la méthode préférée pour essais in vitro biomatériaux mous à hautes vitesses de déformation. Les comportements de déformation pertinents des essais et les informations relatives SHPB de dommages des tissus correspondant aux caractéristiques de la microstructure du tissu sont incorporés dans nos modèles de matériaux ISV pour les descriptions mécaniques organes 9-10. Ces modèles de matériaux sont ensuite mises en œuvre dans notre modèle de corps humain virtuel pour mener FEA de diverses blessures. Ce processus nous permet de progresser vers l'objectif de prédire avec précision la physique et de la nature d'une blessure pour un organe donné dans diverses conditions de chargement mécaniques (par exemple haut-induite, accident de voiture et l'impact contondant) sans la nécessité de poursuivre l'expérimentation physique. Afin de décrire avec précision til phénoménologique propriétés mécaniques, en particulier le plus élevé de dépendance niveau la vitesse de déformation, des biomatériaux utilisés dans les simulations FE du corps humain, des expériences ont été réalisées sur SHPB les biomatériaux pour obtenir des réponses mécaniques dynamiques à taux de contrainte relatives à TIS humaine. Un aperçu de la configuration SHPB au Centre pour les systèmes véhiculaires avancée (CAVS), Mississippi State University (MSU) est présentée dans la figure 1.

Des études antérieures ont montré que les tests SHPB a trois défauts majeurs qui lui sont associés 12 à 18. Le premier et le plus important est l'effet d'un matériau inertielle, qui se manifeste dans la vitesse de déformation élevée réponse mécanique d'un échantillon de biomatériaux comme un pic initial. Afin de surmonter ce problème, les efforts de recherche antérieurs ont suggéré de modifier la géométrie de l'échantillon de forme cylindrique à cubiques ou de forme annulaire. Les comportements mécaniques résultantes de ces études étaient différents from les uns des autres en raison de la géométrie de l'éprouvette a affecté la propagation des ondes, les interactions d'ondes, et la réponse mécanique. Ce type de modification de la géométrie de l'éprouvette a conduit à des représentations erronées de la réponse mécanique (multiaxial et non uniforme état de contrainte) du biomatériau. La seconde faille majeure a été l'incapacité à maintenir l'équilibre de force dynamique lors d'un test. Les chercheurs ont surmonté ce problème en réduisant l'échantillon rapport épaisseur sur diamètre et / ou de congélation du tissu avant le test. Tout en réduisant l'échantillon rapport épaisseur-diamètre a abordé la question de l'équilibre de force dynamique, la congélation du tissu complique encore la procédure de test car il a changé les propriétés des matériaux due à la cristallisation de l'eau présente dans le tissu. Un certain nombre d'études complètement abandonné l'SHPB pour éviter l'défauts mentionnés ci-dessus et utilisé des tubes de choc pour obtenir le temps de réponse de pression dans divers modèles animaux (rats, porcs, etc.). Toutefois, ceux-ci uniMAL modèles ne donnent pas unidimensionnels uniaxiaux comportements nécessaires pour les modèles de matériaux utilisés dans les simulations FE contrainte-déformation. La troisième faille est l'échec de la SHPB pour donner unidimensionnels résultats contrainte-déformation en raison de l'échantillon fonçant en raison de la douceur matériel et la quantité d'eau contenue dans l'échantillon.

Par conséquent, la présente SHPB un appareil d'essai adéquate pour recueillir les données de fréquence élevée de contrainte. Pour les matériaux tendres, cependant, le gonflement SHPB induit qui produit un état de contrainte tridimensionnel principalement de la pression hydrostatique, mais les données une contrainte-déformation dimensionnelle est souhaitée. Nous montrons ici comment on peut toujours utiliser le SHPB de recueillir l'uniaxiale courbe unidimensionnelle vraie contrainte-déformation pour le calibrage de modèle de matériau; Toutefois, le processus impliqué dans l'obtention de la vraie courbe de traction uniaxiale est compliquée. Ce procédé inclut les multi-axiales des données expérimentales et les résultats de simulation FE, et il nécessite un réétalonnage de itératifles constantes du modèle de matériau. La mise en œuvre unidimensionnelle du modèle de matériau ISV dans MATLAB, également connu sous le simulateur de point matériel, nécessite des données expérimentales unidimensionnelles pour l'étalonnage. Donc, le modèle de matériau ISV a été optimisée en utilisant un procédé d'étalonnage systématique. Ici, les données expérimentales de tests de SHPB a été pris en compte dans le cadre de la formulation de la théorie des ondes et de l'équilibre de force dynamique (MSU Software High Rate). Afin de tenir compte de la dispersion viscoélastique du SHPB polymère, équations de dispersion viscoélastiques, tel que rapporté par Zhao et al. (2007), ont été mis en œuvre dans MSU Software High Rate. Les équations de dispersion viscoélastiques ont aidé à assurer l'équilibre de force dynamique lors des tests. Le simulateur de point matériel unidimensionnelle a ensuite été ajusté dans le cadre d'une expérience-FE méthodologie de modélisation couple jusqu'à ce que les deux processus ont été considérés comme suffisamment compatibles, qui est, les données de tous les deux étaient en bon accord. Ces données étaientutilisée pour ajuster les constantes de matériau de modèle en comparant ISV (à une dimension) de la réponse mécanique simulateur de réponse de matériel et MATLAB (à une dimension) Spécimen contrainte médiane du modèle FE SHPB. Voici la composante de contrainte de l'échantillon du modèle FE est le long de la direction de chargement d'onde. Ensuite, le comportement tridimensionnel du modèle FE spécimen a été étalonné de manière itérative en effectuant des simulations FE et le réglage des constantes ISV de sorte que la direction de chargement de volume tension moyennée bien corrélée avec la vraie réponse de contrainte-déformation expérimentale. Ainsi, un processus d'optimisation itératif entre les données expérimentales, les résultats FE, et unidimensionnelle modèle de matériau ISV a été réalisée. Le tableau 1 donne un résumé des variables du modèle de matériau ISV (MSU TP Ver. 1.1) 11.

L'élément le plus important de cette méthode est l'obtention de la réponse mécanique à une dimension du biomatériau et ses paramètres matérielspour le modèle de matériau ISV, qui contourne les questions relatives aux tests de SHPB de l'état-stress non-uniformité. Il sépare également la réponse non linéaire initiale du biomatériau résultant d'effets d'inertie et rend une réponse mécanique qui est intrinsèque au matériau. La méthodologie couplé a également montré que d'un changement dans la géométrie de l'éprouvette change complètement la valeur problème Boundary (BVP) et la direction de chargement vraie contrainte-déformation de l'échantillon. En tant que tel, la méthodologie susmentionnée peut être utilisé avec n'importe quel modèle de matériau (phénoménologique ou microstructure-base) pour l'étalonnage, puis en simulant les comportements de vitesse de déformation élevé d'organes humains sous des charges mécaniques dommageables.

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Protocol

Déclaration de l'éthique: NOTE: Le travail actuel est unique à la politique de recherche de l'institution, et suit strictement la bio-sécurité et Office approprié de la conformité réglementaire (SIO) des lignes directrices.

1. biomatériaux Spécimen achats

  1. Porter un équipement de protection individuelle conformément aux protocoles de biosécurité standards du laboratoire et / ou de l'institution. Portez des chaussures fermées à bout, un pantalon long, une blouse, des gants chirurgicaux, un masque de protection et des lunettes de sécurité lors de la manipulation des tissus et des tests porcine.
  2. Obtenir tissu porcin (tête, l'abdomen, ou patte arrière) des porcs sains d'un abattoir local dans les 1-2 heures post-mortem.
  3. Stockez tissu porcin dans des sacs de sécurité de Biohazard, puis placez-les dans un récipient glacé (~ 5,56 à 7,22 ° C).
    REMARQUE: Utilisez un thermomètre pour vérifier que la température dans l'échantillon porcine ne descende pas en dessous 7,22 ° C.
  4. Transports tissu porcin au laboratoire le plus proche(Au Collège de médecine vétérinaire de l'Université d'État du Mississippi) pour la dissection.
  5. Sous la supervision d'un vétérinaire au Collège de médecine vétérinaire, extrait chirurgicalement organe porcin (cerveau, le foie, les muscles, la graisse, ou d'un tendon) et les placer dans des récipients remplis avec du tampon phosphate salin (PBS) pour le stockage temporaire (pH 7,4).
  6. Conserver les containers PBS dans une glacière (~ 5,56 à 7,22 ° C) et les transporter immédiatement à l'installation d'essai pour la préparation d'échantillons et des tests SHPB.

2. biomatériaux Préparation de l'échantillon

  1. Retirer l'organe porcin du récipient PBS et placez-le sur une surface stérile.
  2. REMARQUE: Identifier l'orientation et l'emplacement de fibre primaire pour chaque échantillon de test. Utilisation d'une matrice cylindrique d'un diamètre intérieur de 30 mm à disséquer l'échantillon d'essai à partir de l'organe de porc.
  3. Si l'échantillon d'essai est coincée à l'intérieur de la matrice cylindrique, injecter du PBS à travers l'extrémité opposée de la dissectionoutil pour permettre à l'échantillon d'essai de glisser hors intact. Placer l'échantillon d'essai extraite sur une zone séparée de la surface stérile.
  4. Utiliser un scalpel pour couper l'échantillon à l'épaisseur et l'aspect ratio prescrit.
    NOTE: Pour les tests de SHPB des échantillons de porc, l'épaisseur est de 10-15 mm, tandis que le ratio d'aspect (épaisseur / diamètre) est de 0,33 à 0,50 (Figure 2).
  5. Utilisez calibres pour mesurer l'épaisseur et le diamètre à trois endroits différents.
  6. Conservez tous les échantillons d'essai dans PBS frais jusqu'à ce que le dispositif SHPB est prêt pour les tests.
    NOTE: Veiller à ce que les échantillons sont testés dans les 4 heures après l'abattage.
  7. Jeter les échantillons qui ne sont pas dues à l'incision cylindrique erreurs ou des variations dans la section transversale. Placez échantillons jetés dans des sacs de sécurité biologiques dangereux. Répétez les étapes 2.2-2.6 pour obtenir des échantillons d'essai supplémentaires.

3. Hopkinson Bar de test de pression

  1. Placez la barre de l'attaquant, le bar de l'incident, et le bar transmis dans la mchandeliers étaux pour les tests SHPB.
    NOTE: Veiller à ce que les bars sont en mouvement libre au toucher et que leurs interfaces sont alignés les uns avec les autres. Fournir un bouchon pour la barre transmis pour la sécurité.
  2. Connectez les jauges de contrainte adhéré à l'incident et des barres transmis à l'amplificateur de signal. Allumer les amplificateurs de conditionnement de signal et l'ordinateur du module d'acquisition de données.
  3. Initialiser le logiciel de capture de données à haute vitesse.
  4. Vérifiez la saisie en direct des signaux pour voir si elles se situent dans la gamme normale, et à annuler les signaux de bruit en cliquant sur l'icône zéro.
  5. Entrez le niveau de déclenchement et le taux de données (2 MHz).
  6. Initialiser le logiciel pour enregistrer une fois que le niveau de déclenchement a été atteint.
  7. Chargez la barre de l'attaquant adjacente à la chambre de pression. Remplir la chambre de pression à une pression souhaitée.
    NOTE: La plage de pression typique est 5-25 psi.
  8. Zéro sur le compteur de vitesse laser en appuyant sur le bouton zéro et mis à lire les ba attaquantvitesse r en éditant la bande réfléchissante sur la barre de percussion derrière les capteurs laser.
  9. Placez la chambre échantillon de confinement de telle sorte qu'il ne gêne pas le mouvement de l'incident et le bar réfléchie. Placez la barre de l'incident en contact avec la barre transmis.
  10. Pour des fins d'étalonnage, exécuter un test (sans échantillon) en tournant le bouton de déclenchement pour la chambre de pression sur la barre de l'attaquant.
  11. Une fois que les données sont acquises dans l'ordinateur, enregistrer et analyser les données de jauge de contrainte de SHPB (qui est discuté dans la section suivante) pour veiller à ce que la procédure de test fonctionne correctement.
  12. Placer l'échantillon cylindrique entre l'incident et le bar transmis puis fermer la chambre échantillon de confinement.
    NOTE: Assurez-vous que pas de pré-conditionnement est effectuée sur l'échantillon.
  13. Effectuer des tâches de 3,4-3,7 avec l'échantillon placé entre l'incident et le bar transmis.
    NOTE: Assurez-vous que l'échantillon médiane est la même que la barre centrale. Avant proceeding, vérifiez également que l'échantillon est pas comprimé, mais reste dans la même géométrie que extrait précédemment.
  14. Après le test est terminé, utilisez sanitaire lingettes jetables pour enlever les débris de l'échantillon à partir de la barre d'incident, bar transmis, et la chambre de confinement échantillon. Éliminer tous les débris et lingettes dans des sacs de sécurité risque biologique.
  15. Désinfectez la chambre des bars et échantillon confinement en utilisant une solution de nettoyage d'éthanol à 70% et des lingettes hygiéniques.

4. SHPB données post-traitement

  1. Ouvrez le "MSU High Rate Software 19" pour l'analyse des ondes Hopkinson Bar.
  2. Commencez le logiciel en examinant la fenêtre Paramètres et en choisissant l'option "Tension / Compression" dans l'onglet Mode pour les essais uniaxiaux. Aussi, sélectionnez "2 Gages" dans l'onglet Gages et cliquez sur "Continuer."
  3. Dans la fenêtre principale, sélectionnez le fichier Open 1 Tab, et accédez aux données de l'onde incidente de l'enregistrement de jauge de contrainte sur le incidebar nt. Sélectionnez le fichier Open 2 Tab pour l'importation de la barre transmis fiche de jauge de contrainte.
  4. Sélectionnez l'onglet Paramètres dans la fenêtre principale et l'entrée des paramètres physiques de la configuration de test, y compris: les dimensions des barres, tension à la souche facteurs, les positions des jauges de contrainte, et les constantes de dispersion viscoélastique. Cliquez sur «Continuer».
  5. Ensuite, sélectionnez l'onglet Données Sélectionnez dans la fenêtre principale et utiliser les barres de curseur pour réduire l'ensemble de données que la quantité de données contenant l'incident, réfléchi, et les vagues transmis. Cliquez sur «Continuer».
  6. Ensuite, sélectionnez l'onglet Vagues Sélectionnez dans la fenêtre principale et utiliser les barres de curseur pour confiner l'onde incidente dans la vague d'incidents Graph, l'onde réfléchie dans le Graphique vague réfléchie et l'onde transmise dans le Graphique vague transmissibles. Cliquez sur «Continuer».
  7. Après cela, sélectionnez l'onglet correcte dans la fenêtre principale pour permettre au logiciel pour corriger la dispersion viscoélastique 20-21.
  8. Nonw Sélectionnez l'onglet Shift dans la fenêtre principale. Dans le graphique Vague, utilisez le curseur pour faire glisser l'incident, réfléchi et transmis vagues à la même position initiale dans le temps en sélectionnant chacun individuellement dans la vague Sélectionnez Tab. Voir toutes les vagues dans le graphique de données. Une fois terminé, cliquez sur "Continuer."
  9. Dans le fichier de résultats, sauf la charge, le déplacement, la position et la vitesse, profils en cliquant sur "Enregistrer sous."
  10. Utiliser des méthodes classiques dans Microsoft Excel (ou tout autre logiciel de tableur) pour calculer contrainte réelle et vraie souche en utilisant les dimensions des éprouvettes mesurées avant l'essai Hopkinson Bar.

5. SHPB modélisation par éléments finis

  1. Méthode des éléments finis (FE) des logiciels commerciaux, créer un modèle FE de la configuration SHPB.
    REMARQUE: Utilisez les mêmes géométries et les propriétés des matériaux.
  2. Attribuer une vitesse initiale au modèle FE de la barre de l'attaquant pour initialiser la simulation FE.
    NOTE: La vitessede l'attaquant barre devrait correspondre à celle de l'expérience SHPB pour un taux de souche particulière 9.
  3. Créez un modèle EF de la configuration SHPB sans un échantillon placé entre l'incident et les bars transmissibles. Lancez la simulation FE.
    NOTE: La vitesse de la barre de l'attaquant simulée doit correspondre à la vitesse de la barre de l'attaquant expérimentale sous la condition «non-échantillon». Affecter les propriétés des matériaux indiqués dans le tableau 1 pour les bars polymères.
  4. Vérifier si les mesures de jauges de contrainte (des taches en fonction du temps) dans l'expérience et la simulation FE sont en bon accord.
  5. Incorporer l'échantillon biomatériau dans le modèle FE de la configuration SHPB. Attribuer la mise en œuvre en trois dimensions (en format de fichier vumat 22) du modèle de matériau ISV pour l'échantillon biomatériau 11.
  6. Effectuer une étude de raffinement de maillage en utilisant trois différentes tailles de mailles et ensuite analyser les résultats pour déterminer si les solutions convergent.
    NOTE: Le maillagetaille correspond au nombre total de hexaédrique et / ou des éléments tétraédriques qui forment le modèle FE. Sélectionnez le modèle FE avec la plus faible maillage qui converge après de nouvelles simulations 9.
  7. Effectuer l'étalonnage du modèle FE en deux étapes. Dans la première étape, transférer les données expérimentales dans la mise en œuvre à une dimension du modèle de matériau ISV.
  8. Calibrer la vraie courbe contrainte-tache de l'expérience avec une vraie courbe contrainte-déformation du modèle en ajustant les paramètres du modèle de matériau ISV (voir le tableau 1).
    NOTE: D'autres itérations sont nécessaires parce que les données de SHPB expérimentale est en trois dimensions dans la nature tandis que le modèle de matériau est unidimensionnel.
  9. Attribuer les constantes matérielles ISV pour l'échantillon biomatériau dans le modèle FE de la configuration SHPB.
  10. Lancez la simulation FE avec la vitesse de la barre de l'attaquant et la vitesse de déformation de déformation échantillon correspondant à des tests de SHPB à la même vitesse de déformation.
  11. Compare les mesures de jauges de contrainte de l'expérimentation et simulation FE pour bon accord (souche en fonction du temps).
    NOTE: Si il ya un bon accord entre les simulations FE et les valeurs de jauge de contrainte de l'expérience, passer à la deuxième étape de la procédure d'étalonnage du modèle. Sinon, répétez Tâches 05.07 à 05.11.
  12. Dans la deuxième étape de l'étalonnage du modèle FE, exécutez la souche de simulation des données de jauge SHPB FE expérimenter le logiciel de post-traitement, MSU High Rate logiciel 19-21.
    NOTE: Si la vraie réponse contrainte-déformation simulée compare à la vraie réponse contrainte-déformation expérimentale, l'étalonnage du modèle FE en deux étapes a été achevée. Sinon, répétez Tâches 05.07 à 05.12.
  13. Effectuez une moyenne en volume de la direction de chargement (Σ 33) de stress le long des éléments de ligne centrale de l'échantillon modèle FE.
    NOTE: Si ce stress est en bon accord avec la courbe contrainte-déformation du résultat de modèle de matériau unidimensionnel ISV, les résultats obtenus à travers les tâches 5.7-5.12 Sont entièrement calibré. Sinon, répétez Tâches 05.07 à 05.13. La réponse contrainte-déformation vraie capturé par la mise en œuvre unidimensionnelle du modèle de matériau ISV représente la vraie réponse d'un biomatériau qui a été testé dans une configuration SHPB contrainte-déformation uniaxiale.

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Representative Results

L'efficacité de la méthode couplée est illustrée à la figure 3. Ici, le SHPB expérimentale réponse contrainte-déformation pour le cerveau est dans un état ​​de stress inférieur (avec un pic de contrainte de 0,32 MPa) par rapport à l'état de la matière à une dimension de stress point de simulateur (avec une valeur de crête de 0,74 MPa), qui est apparenté à la ligne médiane de l'échantillon FE (élément) de la moyenne. Cela est dû à la nature de la déformation que biomatériaux mous exposition. Parce que les taux de déformation sont élevés, et la vitesse de l'onde et la force du biomatériau est faible, la propagation des ondes d'inertie et le stress dans la déformation non uniforme de la demande de matériel. Ce phénomène est plus grande au niveau des bords de l'échantillon et moins au centre. Étant donné que les échantillons sont des cylindres, le centre de l'échantillon ne peut pas déplacer expansion radiale non uniforme à la différence des bords. Par conséquent, après un certain laps de temps, l'échantillon d'axe peut être très rapprochés comme uniaxiale.

ent "> En raison de l'observation de l'échantillon présentant une déformation uniaxiale médiane après un certain initiale" ring-up "de temps, FEA peut ensuite être utilisé pour extraire les données de ligne centrale, ce qui est impossible pour le montage expérimental à capturer. Ici, le" ring -up "le temps est le laps de temps au cours de la phase initiale d'un test de SHPB lorsque l'état-stress équilibre est atteint. Pour ce faire, les jauges de contrainte FEA virtuelles sont comparés aux jauges de contrainte expérimentales, et les constantes matérielles sont variées jusqu'à ce bon accord est atteinte. Le tableau 2 donne les constantes de matières représentatives pour le cerveau obtenue par la méthode de simulation SHPB expérience-FE couplé. En outre, la figure 4 montre que le expérimental courbe vrai contrainte-déformation SHPB mesure en fait le premier invariant de stress, plutôt que le chargement uniaxial comportement contrainte-déformation direction-. Alors que la plupart des autres études 12-18 présentent simplement les résultats expérimentaux, figureLa figure 3 montre qu'une telle représentation de la réponse mécanique d'un biomatériau serait sous-estimer la réponse uniaxiale, qui est pertinent pour FE simulation de modélisation des problèmes du monde réel de la valeur limite (de BVPS). Par conséquent, une utilisation du résultat expérimental SHPB seul serait erroné si il pas couplé avec FE type de modélisation pour évaluer le comportement uniaxial.

Figure 1
Figure 1:. Une vue d'ensemble personnalisé polymère Hopkinson Pression Bar (SHPB) utilisé pour tester des échantillons de cerveau de porc Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al, 2011 9..

Figure 2
Figure 2: extraction de l'échantillon de frais (<3 h post-mortem) à partir de (a) de cerveau de porc, et(B) l'extraction de l'échantillon à l'aide d'un diamètre intérieur de 30 mm mourir dans le sens supérieur-inférieur. Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al., 2011 9.

Figure 3
Figure 3:. Comparaison des Σ 33 pour l'expérience, MATLAB routine d'ajustement (matériau point de simulateur), FE spécimen données moyennes et FE mesures de contrainte par DAVID viscoélastique, à 750 sec -1 Les bandes d'erreur dans l'incident expérimentale / ondes réfléchies représentés incertitude. Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al., 2011 9.

Figure 4
Figure 4: Terrains de éléments finis (EF) simulation Σ Mises, Σ 11, Σ 22,31; 33, 12 Σ, Σ 23, Pression (premier invariant du stress) et Σ 13 et de l'expérience lors de la déformation de l'échantillon cylindrique, à 750 sec -1. Voici des contraintes de compression sont négatifs. Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al., 2011 9.

Figure 5
Figure 5:. Schéma de l'installation polymère Hopkinson Pression Bar (SHPB) Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al, 2011 9..

Figure 6
Figure 6: Schéma de la (a) expérimental mis en place pour les tests de SHPB et (b) simulation du modèle FE avec (c) un plan rapproché de la barre incident réfléchieinterface. Cette simulation de modèle FE a été réalisée sans aucun échantillon. Modèle FE coefficients α et β R R amortissement pour les simulations ont été maintenu à 3,0 et 1,2.

Figure 7
Figure 7:. Comparaison de l'expérience et éléments finis (EF) simulation Σ 33 pour la compression de l'échantillon de cerveau de porc, à 6,5 simulation ms -1 FE σ 33 ont été calculés par la poste le traitement des mesures de contrainte de simulation FE travers MSU logiciels haut Strain Rate.

Figure 8
Figure 8: Schéma de (a) éléments finis (EF) mis en place pour Split-Hopkinson Pression Bar tests (SHPB), (b) dimensions de l'échantillon de simulation FE,avec un échantillon, et (c) une vue d'ensemble de l'installation SHPB avec un échantillon. Modèle FE coefficients α et β R R amortissement pour les simulations ont été maintenu à 3,0 et 1,2. Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al., 2011 9.

Figure 9
Figure 9: Schéma de la corrélation double des véritables réponses contrainte-déformation des matériaux souples biologique pour SHPB expérience et la simulation FE.

Figure 10
Figure 10. (A) Comparaison des incident et réfléchi des mesures de contrainte à une pression Bar Hopkinson (SHPB), pour expérimenter et Finite Element Analysis (FEA), et (b) expérience de SHPB et Finite Element (FE) simulation Σ 33 pour la compression de l'échantillon de cerveau de porc à 750 sec -1. FE simulation Σ 33 ont été calculés par la poste le traitement des mesures de contrainte de simulation FE par le logiciel DAVID viscoélastique. Les marges d'erreur dans l'incident expérimentale / ondes réfléchies représentés incertitude. Ce chiffre a été modifié depuis Prabhu et al., 2011 9.

Tableau 1

Tableau 2

Tableau 1:. Résumé des variables et les équations du modèle pour MSU TP 1.1 Ce tableau a été modifié depuis Prabhu et al, 2011 9 et Bouvard et al, 2010 11...

Modèle Constantes Valeurs
μ (MPa) 25.00
K (MPa) 12492,00
γ vo (s -1) 100000.00
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 * assis 0,01
x * o 1.20
g o 0,30
C κ 1 (MPa) 0,40
1 h 0
e o s2 0
e assis s2 0,40
C κ 2 (MPa) 0

Tableau 2: Valeursdes constantes matérielles pour le matériel du cerveau à l'aide de MSU TP 1.1 Viscoplasticité modèle. Ce tableau a été modifié depuis Prabhu et al., 2011 9.

Striker Bar Bar Incident Bar transmis
Matériel 1-1 / 2 en polycarbonate (PC) tige "* 1-1 / 2 en polycarbonate (PC) tige "* 1-1 / 2 en polycarbonate (PC) tige "*
Densité (kg / m 3) 1.220 × 10 3 1.220 × 10 3 1.220 × 10 3
Diamètre (m) 1.285 × 10 -3 3,810 × 10 -2 3,810 × 10 -3
Longueur (m) 7,620 × 10 -1 2.438 1.219

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

Tableau 3:. Dimensions et le matériau des propriétés des barres polymères utilisés dans Hopkinson Pression Bar (SHPB) configuration Ce tableau a été modifié par Prabhu et al, 2011 9..

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Discussion

La méthodologie rapporté que les couples de l'expérience SHPB et FE modélisation de la SHPB offre un roman et technique unique d'évaluer la véritable réponse contrainte-déformation uniaxiale d'un biomatériau à taux de déformation élevées. Pour se procurer des propriétés mécaniques intrinsèques au tissu natif, des précautions doivent être prises pour maintenir l'échantillon biomatériaux entre 5,56 à 7,22 ° C avant le test SHPB. Si l'échantillon est refroidi au-dessous de 5,56 ° C, l'eau présente dans le tissu commence à cristalliser dans de la glace et modifie les propriétés mécaniques du tissu par la suite. Alors que d'autres chercheurs 15-18 ont gelé l'échantillon à des fins de préservation de la dégradation mécanique, les résultats obtenus à partir de celui-ci SHPB rendement de tests considérablement différentes réponses mécaniques. En outre, un rapport de Van Ee et Myers a montré que 23 biomatériaux mous testés dans les 5 heures post mortem a donné les meilleurs résultats expérimentaux. En outre, la solution PBS a été choisi pour rminerai spécimens de biomatériaux et d'échantillons cylindriques parce que son osmolarité et de la concentration d'ions sont semblables aux liquides biologiques 9.

Basé sur le travail par Gray et Blumenthal 24 dans le Manuel de l'ASM sur les tests de vitesse de déformation élevé de matériaux souples, un rapport optimal d'aspect de l'échantillon, ou rapport de l'épaisseur de l'échantillon de diamètre, a été établie à 0,5 ou moins en fonction du type de l'être biomatériau testé (cerveau de porc, foie, tendon ou de la graisse). Gray et Blumenthal 24 observées dans leur étude que les échantillons avec un aspect ratio supérieur à 0,5 ne tenaient pas compte de l'équilibre de force dynamique lors d'un test de SHPB. extraction de l'échantillon a commencé à l'aide d'une matrice en acier inoxydable pour disséquer le biomatériau dans le sens supérieur-inférieur afin de créer un long morceau cylindrique du biomatériau. Un scalpel chirurgical a ensuite été utilisé pour couper des échantillons de 15 mm d'épaisseur à partir de la longue cylindre, ce qui donne de multiples échantillons d'essai cylindrique (figure 2). L'échantillonle plus proche du côté supérieur de l'échantillon a été normalement, caractérisé par le contour de surface de l'organe (surface supérieure ou supérieur). Par exemple, quand un échantillon de cerveau a été disséqué les sillons et circonvolutions du cerveau caractérisé par la surface supérieure. Ici on a pris soin d'assurer la planéité de la surface, qui a été obtenu en incisant la surface supérieure "inégale" avec un scalpel chirurgical. En général, les variations d'épaisseur des échantillons étaient inférieurs à 0,5 mm, qui est entré à 3% de l'épaisseur moyenne de l'échantillon. Les échantillons ont été supposés avoir une épaisseur uniforme que la variation d'épaisseur est inférieure à 3%. Acquisition de biomatériaux a été achevée en moins de 1 h, et tous les tests de SHPB ont été réalisées en moins de 4 heures après le sacrifice.

Les données stress vague SHPB a été enregistré par une série de jauges de contrainte fixées à l'incident et transmis bar. La configuration de test décrit ici utilisé des barres polymères au lieu de la traditbarres métalliques ional, que ceux-ci ont été observés pour produire un bruit de fond inférieur 25. Une liste détaillée des matériaux et les dimensions des barres polymères SHPB sont donnés dans le tableau 3. Avant d'analyser le biomatériau, l'appareil de SHPB a été étalonné et vérifié en utilisant une série d'expériences «sans-échantillons". Ces expériences ont servi à vérifier le bon fonctionnement de l'incident et transmis bar jauges et d'évaluer tout bruit ou des interférences introduite par les enveloppes métalliques, jauges de contrainte, ou le système d'acquisition de données. Le SHPB fonctionné en libérant l'azote comprimé via l'actionneur pneumatique d'accélérer rapidement la barre de l'attaquant. Le bar de l'attaquant a alors touché la barre de l'incident, et l'onde de contrainte de compression créée par cet impact propagée à travers la barre d'incident. Lorsque l'onde de contrainte atteint la fin de la barre d'incident, l'énergie cinétique associée a été scindé avec une partie manifestée comme une onde de contrainte de traction réfléchie dans le incibarre de dent, et de l'énergie restante manifesté comme une onde de contrainte de compression transférée aux médias ultérieurs. Dans la configuration de test de l'échantillon, l'onde de compression a voyagé dans l'échantillon, puis dans la barre transmise alors que le test «non-échantillon» a permis à l'onde de compression de passer directement de l'incident à la barre transmis. Les ondes de contrainte enregistrée ici produites différentes pressions dans la barre d'incident, l'échantillon, et le bar transmis, et ces pressions ont servi les conditions aux limites pour la simulation de la gamme de vitesses de déformation observés dans des expériences de SHPB.

FE modélisation des tests de SHPB requise des deux étapes d'une manière similaire à la vérification de l'appareil expérimental. Le modèle FE de l'appareil lui-même a été calibré pour le cas «non-échantillon» (Figure 6) dans lequel tous les trois barres polymères ont été attribuées des propriétés des matériaux élastiques avec un module de Young de 2391 MPa et le coefficient de Poisson de 0,36. Dans <strong> Figure 6, l'axe z négative indique la direction de chargement avec σ 33 désignant la contrainte de compression correspondant. Cet étalonnage veillé à ce que les barres polymères possédaient des propriétés des matériaux appropriés et que les mesures de jauges de contrainte dans le modèle FE étaient comparables aux résultats du cas de «non-échantillon» (Figure 7). Après que le modèle FE de l'appareil a été validée, l'échantillon biomatériau a été ajouté et le cas "échantillon" d'essai a été soumis à une vérification, et le processus de validation d'étalonnage (Figure 7). La pertinence de la taille de l'élément dans notre mesh (FE modèle vérification) a été testé en utilisant une approche de convergence de maillage. Les mailles de la même géométrie ont été construits avec une série d'éléments de plus en plus petites; les mailles varient en taille de 4703 à 3.111.000 éléments totaux. Cette étude de la convergence a indiqué que des mailles de 12 000 éléments ou plus ont fourni des résultats similaires, ce qui représentele seuil minimal de la convergence. Cette étude a également utilisé un modèle de matériau (MSU TP Ver. 1.1) capable de décrire les comportements de matériaux complexes présentés par biomatériaux en général. Ici, le modèle de matériau capte les réponses viscoélastiques-viscoplastique de matériaux amorphes avec des effets de l'histoire et de la dépendance de la vitesse de déformation, qui est actuellement utilisé pour décrire les réponses matérielles de cerveau et le foie 9 26. Les réponses élastiques et inélastiques ont été caractérisés par un ensemble de relations constitutives résumées dans le tableau 1. Ces équations ont permis au modèle d'exprimer et de concilier comportement à court terme associés à une réponse de matériau dynamique ou instantanée, ainsi que le comportement à long terme associé à stationnaire réponses matérielles de l'Etat. Le modèle offre également la possibilité d'inclure des effets d'histoire liés aux changements dans la microstructure biomatériau à travers l'utilisation des éditeurs de logiciels.

Le modèle FE a été CALIBRATed à travers une série d'étapes (figure 9). SHPB données expérimentales a été utilisé pour calibrer le modèle constitutif ISV en utilisant un simulateur de point matériel. Ensuite, les données expérimentales à jauge de contrainte et FEA étaient tous deux examiné jusqu'à ce bon accord a été confirmé (Figure 9). Ensuite, les mesures de jauges de tests de SHPB et simulations FE ont été comparées (Figure 10). Les corrélations ont été réalisés pour déterminer les mesures à jauge de contrainte du système de SHPB et la réponse mécanique de l'échantillon. Il convient de souligner que lors de l'étalonnage du simulateur de point matériel a abouti à un état de stress unidimensionnelle alors que les deux expériences SHPB et simulations FE ont donné un état de contrainte à trois dimensions. Les états de contrainte différents produits différences correspondantes dans σ 33 (figure 10). Les constantes de modèle matériels ont été optimisés jusqu'à ce que le σ 33 à partir de tests de SHPB correspondaient à la σ 33 de FE simulations. Ici, le processus d'optimisation a été réalisée de manière itérative jusqu'à ce que les résultats expérimentaux à jauge de contrainte et FE sont en bon accord avec les états de stress en trois dimensions obtenues par le traitement des données expérimentales à jauge de contrainte et par le logiciel FEA MSU à haut débit. En outre, l'optimisation itérative a également été menée de telle sorte que celui-dimensionnelle simulateur de point de matériel et le FE unidimensionnel spécimen σ médiane 33 étaient également en bon accord.

Le vrai comportement résultant unidimensionnel stress souche obtenue par le simulateur de point matériel représente alors la vraie réponse au stress de contrainte uniaxial équivalent pour un biomatériau obtenu par des tests de SHPB à taux de déformation élevées. En résumé, la méthode mentionnée ci-dessus offre un moyen efficace pour extraire le résultat expérimental uniaxial à l'aide de l'outil de simulation FE. La simulation SHPB expérience-FE couplé ambiguïtés également soulagés concernant theories sur les effets d'inertie en montrant qu'une grande partie de la réponse contrainte-déformation était intrinsèque à la biomatériau. Enfin, les effets des modifications de la géométrie de l'échantillon (cylindriques contre annulaire) ont été observés à avoir un effet minime sur la négation de l'effet d'inertie dite, qui a conduit le "pic initial." L'utilisation de cette méthodologie est limitée à biomatériaux douces et prend du temps. En outre, le couplage de l'expérience et SHPB modèle FE SHPB avec un modèle de matériau ISV est complexe. Toutefois, le principal avantage de cette méthode est que les constantes de matériels découlant et le modèle ISV peuvent être utilisés pour simuler divers scénarios de blessures mécaniques.

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Disclosures

Les auteurs déclarent qu'il n'y a pas de conflit d'intérêts avec toute la documentation relative à cette publication.

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

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References

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