Un elemento de modelado Metodología Junto Experimento-finito para la evaluación de alta Strain Tasa de respuesta mecánica de Biomateriales Soft
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.
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.
Protocol
Representative Results
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 co…
Disclosures
The authors have nothing to disclose.
Acknowledgements
The authors would like to recognize the Center for Advanced Vehicular Systems (CAVS) and the Agricultural and Biological Engineering Department at Mississippi State University for supporting this work. This material is based upon work supported by the U.S. Army TACOM Life Cycle Command under Contract No. W56HZV-08-C-0236, through a subcontract with Mississippi State University, and was performed for the Simulation Based Reliability and Safety (SimBRS) research program. Also, this material is based upon work supported by the National Nuclear Security Administration, (Department of Energy) under award number [DE-FC26-06NT42755]. Finally, the authors would like to thank Mr. David Adams, Mr. Michael McCollum and Ms. Erin Colebeck for their effort in this research.
Materials
| Description | Provider | Quantity | |
| 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, 3000 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, 3600 PSI | McMaster-Carr | 2 | |
| 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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