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.

HINWEIS: Ethics Statement: Die aktuelle Arbeit ist einzigartig in der Forschungspolitik der Institution, und sich strikt an die entsprechende biologische Sicherheit und Office of Regulatory Compliance (ORC) Richtlinien. 1. Biomaterial Specimen Beschaffung <ol><li> Persönliche Schutzausrüstung tragen gemäß der Norm Biosicherheit Protokolle des Labors und / oder Institution. Tragen Sie geschlossene Schuhe, die vorne, lange Hosen, einen Laborkittel, OP-Handschuhe, eine Schutzmaske und Schutzbrille beim Umgang mit Schweinegewebe und Prüfung. </li><li> Erhalten Schweinegewebe (Kopf, Bauch, oder Hinterbein) gesunder Schweine von einem lokalen Schlachthof innerhalb von 1-2 Stunden post mortem. </li><li> Speichern Schweinegewebe in Biohazard Sicherheitsbeutel und dann legen Sie sie in einem eisgekühlten Behälter (~ 5,56-7,22 ° C). HINWEIS: Verwenden Sie ein Thermometer, um zu überprüfen, dass die Temperatur in den Schweine-Probe nicht unter 7,22 fallen ° C. </li><li> Transport von Schweinegewebe zur nächsten Labor(An der Hochschule für Veterinärmedizin in Mississippi State University) für die Präparation. </li><li> Unter der Aufsicht eines Tierarztes in der College of Veterinary Medicine, chirurgisch zu extrahieren Schweineorgan (Gehirn, Leber, Muskeln, Fett, oder Sehnen) und legen Sie sie in Behältern mit phosphatgepufferter Kochsalzlösung (PBS) für die vorübergehende Lagerung (pH 7,4) gefüllt. </li><li> Speichern die PBS Behältern in einem eisgekühlten Kühler (~ 5,56 bis 7,22 ° C) und unmittelbar transportieren sie zu der Prüfeinrichtung für die Probenvorbereitung und SHPB Tests. </li></ol> 2. Biomaterial Probenvorbereitung <ol><li> Entfernen Sie die Schweine-Orgel aus dem PBS-Container und legen Sie es auf eine sterile Oberfläche. </li><li> HINWEIS: Geben Sie den primären Faserorientierung und Standorte für jede Testprobe. Verwenden Sie ein zylindrischer sterben mit 30 mm Innendurchmesser, um die Testprobe aus dem Schweine-Orgel zu sezieren. </li><li> Wenn die Testprobe ist im Inneren des zylindrischen Form verkeilt injizieren PBS durch das entgegengesetzte Ende der DissektionWerkzeug, damit der Testprobe, heraus zu schieben intakt. Legen Sie die extrahierten Testprobe auf einem separaten Teil des sterile Oberfläche. </li><li> Verwenden Sie ein Skalpell, um die Probe in die vorgeschriebene Dicke und das Seitenverhältnis zu trimmen. HINWEIS: SHPB Tests von Schweine Proben ist die Dicke von 10-15 mm, während das Bildseitenverhältnis (Dicke / Durchmesser) beträgt 0,33 bis 0,50 (2). </li><li> Verwenden Sättel, die Dicke und den Durchmesser an drei verschiedenen Stellen messen. </li><li> Speichern Sie alle Proben in frischem PBS, bis die SHPB Gerät bereit zum Testen. HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass die Proben nicht innerhalb von 4 Stunden nach der Schlachtung untersucht. </li><li> Verwerfen Proben, die nicht zylindrisch aufgrund von Fehlern oder Abweichungen in dem Querschnitt Einschnitts. Zeigen verworfen Proben in Biohazard Sicherheitstaschen. Wiederholen Sie die Schritte 2,2 bis 2,6, um zusätzliche Proben zu erhalten. </li></ol> 3. Split-Hopkinson Pressure Bar Testing <ol><li> Legen Sie die Stürmer bar, Zwischenfall bar, und übermittelt Bar in der metal Rungen für SHPB Tests. HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass Bars sind frei bewegliche anfühlt und dass ihre Schnittstellen zueinander ausgerichtet sind. Geben Sie einen Anschlag zum übertragen bar für die Sicherheit. </li><li> Schließen Sie die Dehnungsmessstreifen auf einfallhalten und übermittelt Bars an den Signalverstärker. Schalten Sie die Signalaufbereitungsverstärker und dem DAQ-Modul-Computer. </li><li> Initialisieren Sie den High-Speed-Datenerfassung-Software. </li><li> Überprüfen Sie die Live-Erfassung der Signale, um zu sehen, wenn sie im normalen Bereich liegen und bewirken den Rauschsignale durch Klicken auf die Null-Symbol. </li><li> Geben Sie den Triggerpegel und die Datenrate (2 MHz). </li><li> Initialisieren Sie die Software für die Aufnahme, sobald der Triggerpegel erreicht worden ist. </li><li> Laden Sie die Stürmer Bar neben der Druckkammer. Füllen der Druckkammer auf einen gewünschten Druck. HINWEIS: Der typische Druckbereich 5-25 psi. </li><li> Null aus dem Lasergeschwindigkeitsmesser durch Drücken der Nulltaste und stellen Sie es auf die Stürmer ba lesenr Geschwindigkeit durch Einstellung der Reflektorstreifen auf der Schlagbügel hinter den Lasersensoren. </li><li> Legen Sie die Probe Begrenzungskammer, so dass es die Bewegung des einfallenden und reflektierten bar nicht behindern. Setzen Sie den Vorfall bar in Kontakt mit der übertragenen bar. </li><li> Zur Kalibrierung, einen Test (ohne Probe) durch Drehen auf Schalterdrücker für die Druckkammer auf der Anschlagschiene. </li><li> Sobald die Daten in den Computer übernommen, speichern und die SHPB DMS Daten (die im nächsten Abschnitt beschrieben wird) zu analysieren, um sicherzustellen, daß der Testvorgang einwandfrei funktioniert. </li><li> Legen Sie die zylindrische Probe zwischen der Auf- und Durch bar und schließen Sie die Beispielhaft Kammer. HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass keine Vorbehandlung ist auf der Probe durchgeführt. </li><li> Ausführen von Aufgaben von 3,4 bis 3,7 mit der Probe zwischen der Auf- und Durch bar getätigt. HINWEIS: Stellen Sie sicher, dass die Probenmittellinie ist die gleiche wie die Bar Mittellinie. Vor VERFAHREng, auch zu prüfen, dass die Probe nicht komprimiert, sondern bleibt in der gleichen Geometrie wie zuvor extrahiert. </li><li> Nach vollständiger Prüfung ist, verwenden Sie Hygienetücher zur Probe Schmutz aus dem Vorfall bar, übermittelt bar und Beispielhaft Kammer zu entfernen. Entsorgen Sie alle Schmutz und wischt im Biohazard Sicherheitstaschen. </li><li> Desinfizieren Sie die Bars und Probeneinschlusskammer mit einem 70% Ethanol Reinigungslösung und Sanitärtücher. </li></ol> 4. SHPB Datennachbearbeitung <ol><li> Öffnen Sie die &quot;MSU High Rate Software 19&quot; für die Analyse von Hopkinson Bar Wellen. </li><li> Beginnen Sie die Software durch die Untersuchung das Fenster Einstellungen und die Wahl der &quot;Zug Druck /&quot; Option im Modus Tab für die Prüfung mit einachsiger. Auch, wählen Sie &quot;2 Messstreifen&quot; in der Gages Tab und klicken Sie auf &quot;Weiter&quot;. </li><li> Im Hauptfenster, wählen Sie die Datei öffnen 1 Tab, und navigieren Sie zu der einfallenden Welle Daten aus der DMS-Rekord auf der incident bar. Wählen Sie die Datei öffnen 2 Tab für den Import der übertragenen bar DMS-Rekord. </li><li> Wählen Sie die Registerkarte Parameter im Hauptfenster und geben die physikalischen Parameter des Testaufbaus wie: Bar Abmessungen, Spannung, um Faktoren, DMS-Positionen, und viskoelastische Dispersionskonstanten belasten. Klicken Sie auf &quot;Weiter&quot;. </li><li> Wählen Sie dann die Registerkarte Daten Wählen Sie im Hauptfenster und verwenden Sie die Cursor-Balken, um die Datenmenge nur auf die Menge der Daten, die den Zwischenfall zu reduzieren, reflektierte und übertragene Wellen. Klicken Sie auf &quot;Weiter&quot;. </li><li> Wählen Sie dann die Select Waves Tab im Hauptfenster und verwenden Sie die Cursor-Balken, um die einfallende Welle in der einfallenden Welle Graph, der reflektierten Welle in der reflektierten Welle Graph und der gesendeten Welle in der gesendeten Welle Graph beschränken. Klicken Sie auf &quot;Weiter&quot;. </li><li> Danach wählen Sie die richtige Tab im Hauptfenster, damit die Software für die viskoelastischen Dispersion 20-21 zu korrigieren. </li><li> Neinw wählen Sie die Shift-Tab im Hauptfenster. In der Wave-Diagramm, mit dem Cursor, um den Vorfall zu ziehen, reflektierte und übertragene Wellen auf die gleiche Ausgangsposition in der Zeit, indem Sie diese einzeln im Wave Select Tab. Alle Wellen in der Data Graph zu sehen. Einmal abgeschlossen, klicken Sie auf &quot;Weiter&quot;. </li><li> In der Ergebnisdatei, speichern Sie die Last, Verschiebung, Position und Geschwindigkeit, Profile, indem Sie auf &quot;Speichern unter&quot;. </li><li> Verwenden konventionellen Methoden in Microsoft Excel (oder einem anderen Tabellenkalkulationsprogramm) zu wahren Spannung und wahre Stamm unter Verwendung der Probenabmessungen gemessen vor der Hopkinson Bar-Test zu berechnen. </li></ol> 5. SHPB Finite Element Modeling <ol><li> Mit Software von kommerziellen Finite-Elemente (FE), erstellen Sie ein FE-Modell des SHPB Setup. HINWEIS: Verwenden Sie die gleichen Geometrien und Materialeigenschaften. </li><li> Weisen Sie eine Anfangsgeschwindigkeit auf die FE-Modell des Schlagleiste, um die FE-Simulation initialisieren. HINWEIS: Die Geschwindigkeitsder Schlaghebel sollte, dass in der SHPB Experiment für einen bestimmten Verformungsgeschwindigkeit 9 entsprechen. </li><li> Erstellen Sie ein FE-Modell des SHPB Setup ohne eine Probe zwischen der Auf- und Durch Bars platziert. Führen Sie die FE-Simulation. HINWEIS: Die simulierte Stürmer bar Geschwindigkeit sollte auf die experimentelle Stürmer bar Geschwindigkeit unter der &quot;no-Probe&quot; Zustand entsprechen. Ordnen Sie die Materialeigenschaften in Tabelle 1 für polymere Bars. </li><li> Überprüfen Sie, ob die DMS-Messungen (Fleck über der Zeit) im Experiment und FE-Simulation sind in guter Übereinstimmung. </li><li> Integrieren Sie die Biomaterial-Probe in das FE-Modell des SHPB Setup. Weisen Sie die dreidimensionale Umsetzung (in vumat Dateiformat 22) des ISV Materialmodell auf dem Biomaterial Probe 11. </li><li> Führen Sie eine Netzverfeinerung Studie mit drei unterschiedlichen Maschenöffnungen und die Ergebnisse analysieren, um festzustellen, ob die Lösungen zusammenlaufen. HINWEIS: Die MaschenGröße entspricht der Gesamtzahl der sechsflächigen und / oder tetraedrischen Elemente, die FE-Modell umfassen. Wählen Sie das FE-Modell mit der geringsten Maschenweite, die nach weiteren Simulationen 9 konvergiert. </li><li> Führen Sie die Zwei-Schritt-FE Modellkalibrierung. Im ersten Schritt, laden Sie die experimentellen Daten in den eindimensionalen Umsetzung des ISV Materialmodell. </li><li> Kalibrieren Sie die wahre Spannung Fleck Kurve des Experiments mit der Modell wahre Spannungs-Dehnungskurve durch Einstellung der ISV Material Modells Parameter (siehe Tabelle 1). HINWEIS: Weitere Iterationen sind erforderlich, weil die Versuchs SHPB Daten dreidimensionale Natur, während das Materialmodell ist eindimensional. </li><li> Ordnen Sie die ISV Materialkonstanten zu dem Biomaterial Probe in der FE-Modell des SHPB Setup. </li><li> Führen Sie die FE-Simulation mit der Schlagleiste Geschwindigkeit und Probenformänderungsgeschwindigkeit, die den SHPB Tests zur gleichen Verformungsgeschwindigkeit. </li><li> Compare der DMS-Messungen aus Experiment und FE-Simulation für eine gute Übereinstimmung (Stamm gegen die Zeit). HINWEIS: Wenn es eine gute Übereinstimmung der FE-Simulationen und Experimente DMS-Werte, um die zweite Stufe des Modells Kalibrierung fortzufahren. Wenn nicht, wiederholen Aufgaben 5,7-5,11. </li><li> Im zweiten Schritt der FE-Modellkalibrierung, führen Sie die FE-Simulation DMS Daten SHPB experimentieren Nachbearbeitungssoftware, MSU High Rate-Software 19-21. HINWEIS: Wenn der simulierte wahre Spannungs-Dehnungs-Reaktion ist vergleichbar mit dem experimentellen wahre Spannungs-Dehnungs-Antwort, dann die zweistufige FE Modellkalibrierung abgeschlossen ist. Wenn nicht, wiederholen Aufgaben 5,7-5,12. </li><li> Führen Sie ein Volumenmittel der Laderichtung (Σ 33) Stress entlang der Mittellinie Elemente des FE-Modells Probe. Hinweis: Wenn dieser Stress ist in guter Übereinstimmung mit der Spannungs-Dehnungskurve des eindimensionalen ISV Materialmodell Ergebnis, werden die Ergebnisse durch Tasks 5.7 erhalten-5,12 Vollständig kalibriert. Wenn nicht, wiederholen Aufgaben 5,7-5,13. Die wahre Spannungs-Dehnungs-Reaktion durch den eindimensionalen Umsetzung des ISV Materialmodell erfasst stellt den einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsantwort eines Biomaterial, das in einem SHPB Setup getestet wurde. </li></ol>

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

Der gemeldete Methodik, koppelt die SHPB Experiment und FE-Modellierung des SHPB bietet eine neue und einzigartige Technik, um die einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsantwort eines Biomaterials bei hohen Dehnraten zu bewerten. Um die mechanischen Eigenschaften wesentlich für das native Gewebe zu beschaffen, ist darauf zu achten, um die Biomaterial-Probe zwischen 5,56 bis 7,22 ° C vor SHPB Tests zu halten. Wenn die Probe unter 5,56 ° C gekühlt wird, in dem Gewebe enthaltene Wasser beginnt, sich in Eis zu kristallisie...

Motivation Der Kardinal Ziel des gekoppelten Split - Hopkinson Pressure Bar (SHPB) Experiment / Finite-Element-Modellierung von Weich Biomaterialien (wie Gehirn, Leber, Sehnen, Fett, etc.) war ihre einachsiger mechanischer Verhaltensweisen für die weitere Umsetzung in menschlichen Körper FE extrahieren Simulationen unter schädigenden mechanischen Belastungen. Der menschliche Körper Finite Element (FE) Modell besteht aus einer detaillierten Körpergewebe und einer Geschichte abhängige Multiskalen-viskoelastischen viskoplastische innere Zustandsgröße (ISV) Materialmodell für verschiedene menschliche Organe. Diese menschlichen Körper Modell kann für eine Rahmen verwendet, um bessere Standards für Verletzungsschutz zu bauen, um innovative Schutzkleidung zu entwerfen und zu Insassen centric Fahrzeug-Design zu ermöglichen. Explosive Explosion und stumpfen Auswirkungen: Zwei Modi der hohen Rate Verletzungen sind weit verbreitet in menschliche Trauma beobachtet. Explosion Schaden von explosiven Kampfmittel ist die primäre Quelle der traumatic Verletzungen (TI) und die führende Ursache des Todes auf dem Schlachtfeld 1. Wenn gezündet bilden diese Sprengstoffe eine nach außen ausbreitende Schockwelle, die große und plötzliche Beschleunigungen und Verformungen erzeugt. Die daraus resultierenden Belastungen ernsthafte Bedrohungen für diejenigen ausgesetzt. Obwohl ein Teil der Anatomie kann durch Stoßwellen verletzt werden, die Hauptproblembereiche sind (1) der unteren Extremität aufgrund seiner Nähe zu Boden, und (2) den Kopf, da Verletzungen können normale Gehirnfunktion und das Überleben 2 hemmen , 3. Diese Verletzungen können primäre, sekundäre oder tertiäre Verletzungen je nach der Art der Verletzung erlitten kategorisiert werden. Da die Stärke eines explosiven wird durch sein Gewicht oder Größe, Arbeitsabstand, positive Impulsdauer und Medium, durch das es reist ist, kann es schwierig sein, diese Verletzungen 3-6 adäquat zu kategorisieren. Congressional Berichte zeigen, dass Angehörige der Streitkräfte haben fast 179.000 traumatischen Verletzungen durch explosive erlittenWaffen und Verkehrsunfälle im Irak und in Afghanistan von 2000 bis März 2010 2. Aufgrund der Beschaffenheit und Lage der modernen Kampf sind Kopfverletzungen ein führender Anliegen sowohl für die Soldaten und Zivilisten 3. Abgesehen von Kampfszenarien, hat TI eine Vielzahl von Ursachen einschließlich Automobil-Trauma; rodeo, Motorrad-und Haushaltsunfälle; und Sportverletzungen. Zum Beispiel, trotz Verbesserungen an Sicherheitsausrüstung und Protokollen, mechanisch induzierte traumatische Hirnverletzungen (TBI) weiterhin eine führende Quelle für Mortalität und Morbidität lebenslanges in den USA Das Center for Disease Control and Prevention (CDC) berichtet werden rund 1,4 Millionen TBI Veranstaltungen pro Jahr, von denen fast 50.000 sind fatal. American-Football allein entfallen über 300.000 TBIs jedes Jahr 7. Überlebende solcher Verletzungen mit einem Risiko für langfristigen neurologischen Komplikationen auf Empfindung, Wahrnehmung und Kommunikation. Zu dieser Zeit gibt es etwa5,3 Millionen Amerikaner leben mit dieser chronischen Nachteile und Behinderungen. Direkte und indirekte US medizinischen Kosten von 2000 bis 2010 in Höhe von $ 60000000000 8. Allerdings sind diese Zahlen nicht für nicht-medizinische Kosten und Verluste, oder diejenigen, die von den Familien und Freunden unterstützt SHT-Patienten entstehen Konto. Über rein ökonomische Analyse, erstellt TBI-induzierten Behinderung eine signifikante Reduktion der Lebensqualität, die als bedeutende Belastung für die Familien und die Gesellschaft manifestieren kann. Die Notwendigkeit für ein weiteres Verständnis der Formation, Charakterisierung und Prävention von TI ist klar. Biomechanische Untersuchungen der zugrunde liegenden Mechanismen, die TI geben Einblick und die Möglichkeit, um die Exposition für die an potenzielle Risiko für den TI zu reduzieren oder zu verbessern, Sicherheitsfunktionen verursachen. Darüber hinaus können weitere Förderung der allgemeinen Verständnis von TI Bildung diagnostische Methoden und Kriterien zu verbessern, die medizinische Fachleute, die TI bessere Mittel zur Verbesserung der Ergebnisse zu behandelns und Leben zu retten. Eine bessere Kenntnis der Verletzungsmechanismen und ein besseres Verständnis der Biomechanik Verletzungs Entwicklung erforderlich sind, um effektive Maßnahmen zum Schutz des menschlichen Körpers zu entwickeln. Historisch haben Simulationen vorhersagen Verletzungen dienen und die durch Rechen Einschränkungen sowie die Wiedergabetreue des anatomischen und Materialmodelle verwendet behindert. Ganzkörper-Simulationen auf die Gesamtbelastungen auf jedes Körperteil konzentriert, aber die lokale Spannung, Dehnung und Schäden in jedem Organ, Muskel, Knochen usw. nicht eingehalten wurde. Zum Beispiel Schulter Moment Modelle verwenden die Abmessungen des Arms, der Last und der angelegten Winkel für Tabellenwerte, die angeben, ob ein bestimmtes Szenario ist gefährlich zu suchen. Eine Berechnung dieser Art ist hilfreich für schnelle Schätzungen kann aber nicht erfassen, was wird lokal von der Hand auf der Schulter passiert den ganzen Weg, vor allem, wenn Schäden und Verletzungen sind eigen lokalen. Zweitens FE simulations wurden verwendet, um die lokale Reaktion zu erfassen. Die Einschränkung bei diesen Bemühungen war nicht FEA selbst, sondern die Materialmodelle, die jedes Körperteil Verhalten unter Explosion Verletzungen Lasten definieren. Bisher verwendeten Materialmodelle werden aus einfacheren Materialien angepasst und haben nicht versucht, die Vielzahl von komplexen mechanischen Verhalten von biologischen Geweben ausgestellt zu erfassen. Daher High-Fidelity-Rechenmodelle mit ISV Materialmodelle für die Organe im menschlichen Körper stellen die realistischste Weg, um die Physik und Biomechanik des TIs zu untersuchen, um innovative Schutzkleidung zu entwerfen und zu besseren Standards für Verletzungen Metriken zu etablieren. Hintergrund auf Split-Hopkinson Pressure Bar (SHPB) und innere Zustandsgröße (ISV) Materialmodell Aufgrund ethischer Fragen mit in-vivo-Tests von menschlichen Organen und die logistischen Probleme mit breit angelegte menschlichen Leichen Testung, die curr beteiligtent Forschungsaufwand beinhaltet mechanischen Experimenten in vitro unter Verwendung von Proben von Organen aus Tier Surrogate extrahiert vorbereitet (zB Schwein als am häufigsten verwendete Ersatz). Polymer SHPB für in-vitro-Tests weichen Biomaterialien bei hohen Dehnraten die bevorzugte Methode. Die entsprechenden Deformationsverhalten von SHPB Prüfung und entsprechende Gewebeschäden bezogene Informationen von den mikrostrukturellen Merkmale des Gewebes sind für Orgel mechanische Beschreibungen 9-10 in unsere ISV Materialmodelle eingebaut. Diese Materialmodelle werden dann in unserem virtuellen menschlichen Körper Modell FEA von verschiedenen Verletzungen führen implementiert. Dieser Prozess ermöglicht es uns, auf das Ziel ist die Prognose der Physik und der Natur einer Verletzung für einen bestimmten Organ unter verschiedenen mechanischen Belastungsbedingungen (zB Explosion-induzierte, Autounfall und stumpfen Schlag) ohne die Notwendigkeit für weitere physikalische Experimente zu bewegen. Um genau zu beschreiben, ter phänomenologischen mechanischen Eigenschaften, insbesondere die höhere Dehnungsratenabhängigkeit, der in der FE-Simulationen des menschlichen Körpers verwendet Biomaterialien wurden SHPB Experimente auf den Biomaterialien durchgeführt, um dynamische mechanische Reaktionen auf Belastungsraten in Bezug auf Menschen TIs erhalten. Ein Überblick über die SHPB Setup am Center for Advanced Vehicular Systems (CAVS), Mississippi State University (MSU) ist in Abbildung 1 dargestellt. Frühere Studien haben gezeigt, dass SHPB Prüfung hat drei große Mängel damit 12-18 verbunden. Das erste und bedeutendste ist das Material Trägheitseffekt, der in dem hohen Dehngeschwindigkeit mechanische Reaktion ein Biomaterial Probe als Anfangsspitze zeigt. Um dieses Problem zu überwinden, schlug bisherigen Forschungsanstrengungen Modifikation der Geometrie der Probe von zylindrischer Form, um quaderförmige oder ringförmige Form. Die resultierenden mechanischen Verhalten von solchen Studien waren unterschiedlich from jeweils anderen, weil die Geometrie der Probe beeinflusst die Wellenausbreitung, wave-Wechselwirkungen und die mechanische Antwort. Diese Art der Modifizierung der Probengeometrie hat, eine fehlerhafte Darstellungen der mechanischen Reaktion (mehrachsige ungleichmäßige Spannungszustand) des Biomaterials geführt. Die zweite große Schwachstelle war die Unfähigkeit, dynamischen Kräftegleichgewicht während eines Tests zu erhalten. Die Forscher überwand dieses Problem durch Reduzierung der Probendicke-zu-Durchmesser-Verhältnis und / oder Einfrieren des Gewebes vor der Prüfung. Bei gleichzeitiger Reduzierung der Probendicke-zu-Durchmesser-Verhältnis mit der Frage der dynamischen Kräftegleichgewicht, das Einfrieren des Gewebes noch komplizierter, das Testverfahren, wie es die Materialeigenschaften verändert aufgrund der Kristallisation des im Gewebe vorhandenen Wasser. Eine Reihe von Studien die SHPB, um die oben genannten Mängel zu vermeiden und Stoßwellenrohre verwendet, um den Druck-Zeitverhalten in verschiedenen Tiermodellen (Ratten, Schweine, etc.) zu erhalten, ganz aufgegeben. Diese jedoch eineimal Modelle geben keine eindimensionale einachsigen Spannungs-Dehnungs-Verhalten für Materialmodelle in FE Simulationen notwendig. Der dritte Fehler war das Versagen des SHPB einem Spannungs-Dehnungs-Ergebnisse, weil der Probe barre dimensional geben aufgrund der Weichheit des Materials und der Menge an Wassergehalt in der Probe. Daher stellt der SHPB eine tragfähige Testvorrichtung zu hohen Belastungsrate Daten zu sammeln. Für weiche Materialien ist jedoch die SHPB induziert Vorwölbung, die einen dreidimensionalen Spannungszustand von hydrostatischen Druck produziert, doch die eindimensionale Spannungs-Dehnungs-Daten gewünscht wird. Wir zeigen hier, wie man immer noch die SHPB die eindimensionale einachsigen wahre Spannungs-Dehnungskurve für Materialmodellkalibrierung zu sammeln; Jedoch kann das Verfahren bei der Beschaffung der uniaxialen wahre Spannungs-Dehnungs-Kurve beteiligt ist kompliziert. Dieses Verfahren umfasst sowohl die multiaxiale experimentellen Daten und FE Simulationsergebnissen und iterative Rekalibrierung erfordertdie Materialmodellkonstanten. Die eindimensionale Umsetzung des ISV Materialmodell in MATLAB, die auch als Material Punkt Simulator bekannt ist, erfordert eine eindimensionale experimentellen Daten für die Kalibrierung. So wurde die ISV Materialmodell optimiert mit Hilfe eines systematischen Kalibrierungsprozess. Hier wurde experimentellen Daten aus SHPB Tests im Zusammenhang mit der Wellentheorie Formulierung und dynamischen Kräftegleichgewicht (MSU High Rate Software) berücksichtigt. Um für das viskoelastische Dispersion des polymeren SHPB viskoelastische Dispersion Gleichungen zu berücksichtigen, wie von Zhao et al. (2007), wurden in MSU High Rate Software implementiert. Die viskoelastischen Dispersion Gleichungen half bei der Gewährleistung dynamischen Kräftegleichgewicht während des Tests. Das Material Punkt Simulator eindimensionale wurde dann im Rahmen von ein paar Experiment-FE Modellierungsmethode eingestellt, bis die beiden Prozesse wurden als angemessen kompatibel, das heißt, die Daten aus beiden waren in guter Übereinstimmung zu sein. Diese Daten warenverwendet, um die ISV Modell Materialkonstanten durch den Vergleich der MATLAB Material Antwort Simulators (eindimensionale) mechanische Reaktion und die SHPB FE Modells (eindimensionale) Probenmittel Stress anzupassen. Hier war Probenspannungskomponente des FE-Modells entlang der Welle Belastungsrichtung. Dann wurde das dreidimensionale Verhalten des FE-Probe durch iteratives Ausführen FE-Simulationen und Einstellen ISV Konstanten so dass volumengemittelten Laderichtung Belastung gut mit den experimentellen wahre Spannungs-Dehnungs-Antwort korreliert kalibriert. Somit wird ein Prozess der iterativen Optimierung zwischen den experimentellen Daten, FE Ergebnisse sowie eindimensionale ISV Materialmodell durchgeführt wurde. Die Tabelle 1 gibt eine Zusammenfassung der Variablen ISV Materialmodell (MSU TP Ver. 1.1) 11. Das wichtigste Element dieser Methodik Erhalten der eindimensionalen mechanische Reaktion des Biomaterials und dessen Materialparameterfür die ISV Materialmodell, das die SHPB Testfragen der Spannungs-Zustand Ungleichmäßigkeit umgeht. Sie trennt auch die anfängliche nichtlineare Antwort des Biomaterials aus Trägheitseffekte und macht eine mechanische Reaktion immanenten Materials ist. Die gekoppelten Methodik zeigte auch, dass eine Änderung in der Probengeometrie verändert die Randwertproblem (BVP) und die Belastungsrichtung wahre Spannungs-Dehnungs der Probe. Als solche kann die vorstehend beschriebene Methode mit jeder Materialmodell (phänomenologische oder mikroBasis) für die Kalibrierung und die Simulation hoher Dehnungsrate Verhalten von menschlichen Organen unter schädigende mechanische Belastungen verwendet werden.

<table border="0" cellpadding="0" cellspacing="0" width="951">
	<tbody>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;width:699px;">Description</td>
			<td style="width:141px;">Provider</td>
			<td style="width:53px;"></td>
			<td style="width:59px;">Quantity</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">High pressure 316 stainless steel threaded pipe fitting, 1/2 male x 1/4 female pipe size, hex reducing bushing</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Type 316 stainless steel threaded pipe fitting, 3/4 male x 1/4 female, hex reducing bushing 150 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Easy-maintenance type 316SS ball valve, with 316 stainless steel ends, 1/2&#34; NPT female</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Easy-maintenance type 316SS ball valve, with 316 stainless steel ends, 3/4&#34; NPT female</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">ASME-code stainless steel pop-safety valve, 1/4 NPT male, 300 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Precision extreme-pressure 316SS pipe fitting, 1/2 x 1/2 pipe size, 1-7/8&#34; length, hex nipple</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">8</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">type 316 stainless steel threaded pipe fitting, 1/2 pipe size, tee, 150 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Test gauge with safety case, polyester case, standard, dry, 600 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Digital gauge, plastic case, 2-1/2&#34; dial, 1/4 bottom connection, 300 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Type 316 stainless steel 37 degree flared tube fitting, adapter for 1/4&#34; tube OD x 1/8&#34; NPT male pipe</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">12</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">303 stainless steel 37 degree JIC swivel fitting for 3/16&#34; ID</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">12</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">High-pressure chemical hose, 3/16&#34; ID, 0.312&#34; OD, 3000 psi</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">6</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">High-Purity Gas Regulator Single-Stage, Nitrogen, 0-125 PSI, CGA #580</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Hose for Nitrogen Gas, Argon, and Oxygen Brass Fem Fittings, PTFE Hose, 3&#39;L, 1/4&#34; ID, 3600 PSI</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 1/4 X 1/4 Pipe Size, Hex Nipple</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">4</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 3/4 X 3/4 Pipe Size, Hex Nipple</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Extreme-Pressure 316 SS Threaded Pipe Fitting 1/4 Male X 1/8 Female Pipe Size, Hex Bushing</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Standard Brass Compression Tube Fitting Adapter for 1/4&#34; Tube OD X 1/4&#34; NPTF Male Pipe</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">4</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Kobalt 1/4 in Mini Regulator with Gauge</td>
			<td>Lowes</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">1/4&#34; x 25 ft polyethylene tubing</td>
			<td>Lowes</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">1-1/2&#34; Diameter Polycarbonate (PC) Rod</td>
			<td>McMaster-Carr</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">LTV-35 4-Way Valve Mead Fluid Dynamics</td>
			<td>Motion Industries</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Pneumatic double action actuator</td>
			<td>Valtronic</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Stainless Steel Ball Valve 1/2&#34;</td>
			<td>Valtronic</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Buckeye pressure vessel</td>
			<td>Buckeye</td>
			<td></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="60">
			<td height="60" style="height:60px;">SR-4 General Purpose FAE-25-35SX Strain Gages</td>
			<td style="width:141px;">Micro-Measurement Vishay Precision Group</td>
			<td style="width:53px;"></td>
			<td align="right">2</td>
		</tr>
		<tr height="60">
			<td height="60" style="height:60px;">M-M Signal Conditioning Amplifier 2310A</td>
			<td style="width:141px;">Micro-Measurement Vishay Precision Group</td>
			<td style="width:53px;"></td>
			<td align="right">1</td>
		</tr>
		<tr height="20">
			<td height="20" style="height:20px;">Laser ROLS-W optical sensor</td>
			<td>Monarch Instruments</td>
			<td></td>
			<td align="right">1</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

a coupled experiment-finite element modeling methodology for assessing high strain rate mechanical response of soft biomaterials

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

<html> Die Effektivität des gekuppelten Methodik wird in Figur 3 (mit einer Spitzenspannung von 0,32 MPa) im Vergleich zu dem Spannungszustand der eindimensionalen Material beispielhaft dargestellt. Hier ist der SHPB experimentellen Spannungs-Dehnungsverhalten für das Gehirn auf einem niedrigeren Spannungszustand Punkt-Simulator (mit einem Spitzenwert von 0,74 MPa), die ähnlich wie die FE Probenmittellinie (Element) Durchschnitt. Dies ist aufgrund der Art der Verformung, die weich Biomaterialien Ausst...

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A Coupled Experiment-finite Element Modeling Methodology for Assessing High Strain Rate Mechanical Response of Soft Biomaterials

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

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

This study offers a combined experimental and finite element (FE) simulation approach for examining the mechanical behavior of soft biomaterials (e.g. ...

a-coupled-experiment-finite-element-modeling-methodology-for

Research

JoVE Journal

Bioengineering

12.4K Aufrufe.  Mississippi State University.  Die aktuelle Studie schreibt eine gekoppelte Experiment-Finite-Elemente-Simulationsmethodik, um den einachsigen dynamische mechanische Verhalten weicher Biomaterialien (Gehirn, Leber, Sehnen, Fett, etc.) zu erhalten. Die mehrachsigen Versuchsergebnisse, die entstanden, weil der Proben prall von Split-Hopkinson Pressure Bar Tests erhalten wurden, wurden einem einachsigen wahre Spannungs-Dehnungsverhalten wiedergegeben, wenn durch iterative Optimierung der Finite-...

Serie: A Coupled Experiment-finite Element Modeling Methodology for Assessing High Strain Rate Mechanical Response of Soft Biomaterials

Microfabricated Platforms for Mechanically Dynamic Cell Culture

The ability to systematically probe in vitro cellular response to combinations of mechanobiological stimuli for tissue engineering, drug discovery or fundamental cell biology studies is limited by current bioreactor technologies, which cannot simultaneously apply a variety of mechanical stimuli to cultured cells. In order to address this issue, we have developed a series of microfabricated platforms designed to screen for the effects of mechanical stimuli in a high-throughput format. In this protocol, we demonstrate the fabrication of a microactuator array of vertically displaced posts on which the technology is based, and further demonstrate how this base technology can be modified to conduct high-throughput mechanically dynamic cell culture in both two-dimensional and three-dimensional culture paradigms.

In this protocol, we demonstrate the fabrication of a microactuator array of vertically displaced posts on which the technology is based, and how this base technology can be modified to conduct high-throughput mechanically dynamic cell culture in both two-dimensional and three-dimensional culture paradigms.

Mikrofabrizierten Plattformen für Mechanisch Dynamische Cell Culture

The ability to systematically probe in vitro cellular response to combinations of mechanobiological stimuli for tissue engineering, drug discovery or ...

Forschung

Biotechnik

Polymer Microarrays for High Throughput Discovery of Biomaterials

The discovery of novel biomaterials that are optimized for a specific biological application is readily achieved using polymer microarrays, which allows a combinatorial library of materials to be screened in a parallel, high throughput format1. Herein is described the formation and characterization of a polymer microarray using an on-chip photopolymerization technique 2. This involves mixing monomers at varied ratios to produce a library of monomer solutions, transferring the solution to a glass slide format using a robotic printing device and curing with UV irradiation. This format is readily amenable to many biological assays, including stem cell attachment and proliferation, cell sorting and low bacterial adhesion, allowing the ready identification of 'hit' materials that fulfill a specific biological criterion3-5. Furthermore, the use of high throughput surface characterization (HTSC) allows the biological performance to be correlated with physio-chemical properties, hence elucidating the biological-material interaction6. HTSC makes use of water contact angle (WCA) measurements, atomic force microscopy (AFM), X-ray photoelectron spectroscopy (XPS) and time-of-flight secondary ion mass spectrometry (ToF-SIMS). In particular, ToF-SIMS provides a chemically rich analysis of the sample that can be used to correlate the cell response with a molecular moiety. In some cases, the biological performance can be predicted from the ToF-SIMS spectra, demonstrating the chemical dependence of a biological-material interaction, and informing the development of hit materials5,3.

A description of the formation of a polymer microarray using an on-chip photopolymerization technique. The high throughput surface characterization using atomic force microscopy, water contact angle measurements, X-ray photoelectron spectroscopy and time of flight secondary ion mass spectrometry and a cell attachment assay is also described.

Polymer Microarrays für High Throughput Discovery of Biomaterials

The discovery of novel biomaterials that are optimized for a specific biological application is readily achieved using polymer microarrays, which allows a ...

An Improved Mechanical Testing Method to Assess Bone-implant Anchorage

Recent advances in material science have led to a substantial increase in the topographical complexity of implant surfaces, both on a micro- and a nano-scale. As such, traditional methods of describing implant surfaces -&#160;namely numerical determinants of surface roughness -&#160;are inadequate for predicting in vivo performance. Biomechanical testing provides an accurate and comparative platform to analyze the performance of biomaterial surfaces. An improved mechanical testing method to test the anchorage of bone to candidate implant surfaces is presented. The method is applicable to both early and later stages of healing and can be employed for any range of chemically or mechanically modified surfaces -&#160;but not smooth surfaces. Custom rectangular implants are placed bilaterally in the distal femora of male Wistar rats and collected with the surrounding bone. Test specimens are prepared and potted using a novel breakaway mold and the disruption test is conducted using a mechanical testing machine. This method allows for alignment of the disruption force exactly perpendicular, or parallel, to the plane of the implant surface, and provides an accurate and reproducible means for isolating an exact peri-implant region for testing.

An improved method to mechanically test bone anchorage to candidate implant surfaces is presented. This method allows for alignment of the disruption force exactly perpendicular, or parallel, to the plane of the implant surface, and provides an accurate means to direct the disruption forces to an exact peri-implant region.

Eine verbesserte mechanische Testverfahren zu Knochen-Implantat-Anchorage bewerten

Recent advances in material science have led to a substantial increase in the topographical complexity of implant surfaces, both on a micro- and a ...

Fabrication and Implantation of Miniature Dual-element Strain Gages for Measuring In Vivo Gastrointestinal Contractions in Rodents.

Gastrointestinal dysfunction remains a major cause of morbidity and mortality. Indeed, gastrointestinal (GI) motility in health and disease remains an area of productive research with over 1,400 published animal studies in just the last 5 years. Numerous techniques have been developed for quantifying smooth muscle activity of the stomach, small intestine, and colon. In vitro and ex vivo techniques offer powerful tools for mechanistic studies of GI function, but outside the context of the integrated systems inherent to an intact organism. Typically, measuring in vivo smooth muscle contractions of the stomach has involved an anesthetized preparation coupled with the introduction of a surgically placed pressure sensor, a static pressure load such as a mildly inflated balloon or by distending the stomach with fluid under barostatically-controlled feedback. Yet many of these approaches present unique disadvantages regarding both the interpretation of results as well as applicability for in vivo use in conscious experimental animal models. The use of dual element strain gages that have been affixed to the serosal surface of the GI tract has offered numerous experimental advantages, which may continue to outweigh the disadvantages. Since these gages are not commercially available, this video presentation provides a detailed, step-by-step guide to the fabrication of the current design of these gages. The strain gage described in this protocol is a design for recording gastric motility in rats. This design has been modified for recording smooth muscle activity along the entire GI tract and requires only subtle variation in the overall fabrication. Representative data from the entire GI tract are included as well as discussion of analysis methods, data interpretation and presentation.

Fabrication and Implantation of Miniature Dual-element Strain Gages for Measuring In Vivo Gastrointestinal Contractions in Rodents.

The in vivo measurement of smooth muscle contractions along the gastrointestinal tract of laboratory animals remains a powerful, though underutilized, technique. Flexible, dual element strain gages are not commercially available and require fabrication. This protocol describes the construction of reliable, inexpensive strain gages for acute or chronic implantation in rodents.

Herstellung und Implantation von Miniatur-Zweielement Dehnungsmessstreifen für Mess<em&gt; In Vivo</em&gt; Magen-Darm-Kontraktionen in Nagetiere.

Gastrointestinal dysfunction remains a major cause of morbidity and mortality. Indeed, gastrointestinal (GI) motility in health and disease remains an ...

An Experimental and Finite Element Protocol to Investigate the Transport of Neutral and Charged Solutes across Articular Cartilage

Osteoarthritis (OA) is a debilitating disease that is associated with degeneration of articular cartilage and subchondral bone. Degeneration of articular cartilage impairs its load-bearing function substantially as it experiences tremendous chemical degradation, i.e. proteoglycan loss and collagen fibril disruption. One promising way to investigate chemical damage mechanisms during OA is to expose the cartilage specimens to an external solute and monitor the diffusion of the molecules. The degree of cartilage damage (i.e. concentration and configuration of essential macromolecules) is associated with collisional energy loss of external solutes while moving across articular cartilage creates different diffusion characteristics compared to healthy cartilage. In this study, we introduce a protocol, which consists of several steps and is based on previously developed experimental micro-Computed Tomography (micro-CT) and finite element modeling. The transport of charged and uncharged iodinated molecules is first recorded using micro-CT, which is followed by applying biphasic-solute and multiphasic finite element models to obtain diffusion coefficients and fixed charge densities across cartilage zones.

We propose a protocol to investigate the transport of charged and uncharged molecules across articular cartilage with the aid of recently developed experimental and numerical methods.

Eine experimentelle und Finite-Elemente-Protokoll den Transport von neutralen und geladenen gelösten Stoffen durch Gelenkknorpel zur Untersuchung

Osteoarthritis (OA) is a debilitating disease that is associated with degeneration of articular cartilage and subchondral bone. Degeneration of articular ...

Magnetic Levitation Coupled with Portable Imaging and Analysis for Disease Diagnostics

Currently, many clinical diagnostic procedures are complex, costly, inefficient, and inaccessible to a large population in the world. The requirements for specialized equipment and trained personnel require that many diagnostic tests be performed at remote, centralized clinical laboratories. Magnetic levitation is a simple yet powerful technique and can be applied to levitate cells, which are suspended in a paramagnetic solution and placed in a magnetic field, at a position determined by equilibrium between a magnetic force and a buoyancy force. Here, we present a versatile platform technology designed for point-of-care diagnostics which uses magnetic levitation coupled to microscopic imaging and automated analysis to determine the density distribution of a patient's cells as a useful diagnostic indicator. We present two platforms operating on this principle: (i) a smartphone-compatible version of the technology, where the built-in smartphone camera is used to image cells in the magnetic field and a smartphone application processes the images and to measures the density distribution of the cells and (ii) a self-contained version where a camera board is used to capture images and an embedded processing unit with attached thin-film-transistor (TFT) screen measures and displays the results. Demonstrated applications include: (i) measuring the altered distribution of a cell population with a disease phenotype compared to a healthy phenotype, which is applied to sickle cell disease diagnosis, and (ii) separation of different cell types based on their characteristic densities, which is applied to separate white blood cells from red blood cells for white blood cell cytometry. These applications, as well as future extensions of the essential density-based measurements enabled by this portable, user-friendly platform technology, will significantly enhance disease diagnostic capabilities at the point of care.

We present a magnetic levitation technique coupled with automated imaging and analysis in both a smartphone-compatible device and a device with embedded imaging and processing. This is applied to measure the density distribution of cells with two demonstrated biomedical applications: sickle cell disease diagnosis and separating white and red blood cells.

Magnetic Levitation Gekoppelt mit tragbaren Imaging und Analyse für Krankheitsdiagnostik

Currently, many clinical diagnostic procedures are complex, costly, inefficient, and inaccessible to a large population in the world. The requirements for ...

Quantification of Strain in a Porcine Model of Skin Expansion Using Multi-View Stereo and Isogeometric Kinematics

Tissue expansion is a popular technique in plastic and reconstructive surgery that grows skin in vivo for correction of large defects such as burns and giant congenital nevi. Despite its widespread use, planning and executing an expansion protocol is challenging due to the difficulty in measuring the deformation imposed at each inflation step and over the length of the procedure. Quantifying the deformation fields is crucial, as the distribution of stretch over time determines the rate and amount of skin grown at the end of the treatment. In this manuscript, we present a method to study tissue expansion in order to gain quantitative knowledge of the deformations induced during an expansion process. This experimental protocol incorporates multi-view stereo and isogeometric kinematic analysis in a porcine model of tissue expansion. Multi-view stereo allows three-dimensional geometric reconstruction from uncalibrated sequences of images. The isogeometric kinematic analysis uses splines to describe the regional deformations between smooth surfaces with few mesh points. Our protocol has the potential to bridge the gap between basic scientific inquiry regarding the mechanics of skin expansion and the clinical setting. Eventually, we expect that the knowledge gained with our methodology will enable treatment planning using computational simulations of skin deformation in a personalized manner.

This protocol uses multi-view stereo to generate three-dimensional (3D) models out of uncalibrated sequences of photographs, making it affordable and adjustable to a surgical setting. Strain maps between the 3D models are quantified with spline-based isogeometric kinematics, which facilitate representation of smooth surfaces over coarse meshes sharing the same parameterization.

Die Quantifizierung des Stammes in einem Schweinemodell von Haut Expansion Mit Multi-View Stereo und Isogeometrische Kinematics

Tissue expansion is a popular technique in plastic and reconstructive surgery that grows skin in vivo for correction of large defects such as burns and ...

Methodology for Biomimetic Chemical Neuromodulation of Rat Retinas with the Neurotransmitter Glutamate In Vitro

Photoreceptor degenerative diseases cause irreparable blindness through the progressive loss of photoreceptor cells in the retina. Retinal prostheses are an emerging treatment for photoreceptor degenerative diseases that seek to restore vision by artificially stimulating the surviving retinal neurons in the hope of eliciting comprehensible visual perception in patients. Current retinal prostheses have demonstrated success in restoring limited vision to patients using an array of electrodes to electrically stimulate the retina but face substantial physical barriers in restoring high acuity, natural vision to patients. Chemical neurostimulation using native neurotransmitters is a biomimetic alternative to electrical stimulation and could bypass the fundamental limitations associated with retinal prostheses using electrical neurostimulation. Specifically, chemical neurostimulation has the potential to restore more natural vision with comparable or better visual acuities to patients by injecting very small quantities of neurotransmitters, the same natural agents of communication used by retinal chemical synapses, at much finer resolution than current electrical prostheses. However, as a relatively unexplored stimulation paradigm, there is no established protocol for achieving chemical stimulation of the retina in vitro. The purpose of this work is to provide a detailed framework for accomplishing chemical stimulation of the retina for investigators who wish to study the potential of chemical neuromodulation of the retina or similar neural tissues in vitro. In this work, we describe the experimental setup and methodology for eliciting retinal ganglion cell (RGC) spike responses similar to visual light responses in wild-type and photoreceptor-degenerated wholemount rat retinas by injecting controlled volumes of the neurotransmitter glutamate into the subretinal space using glass micropipettes and a custom multiport microfluidic device. This methodology and protocol are general enough to be adapted for neuromodulation using other neurotransmitters or even other neural tissues.

Methodology for Biomimetic Chemical Neuromodulation of Rat Retinas with the Neurotransmitter Glutamate In Vitro

This protocol describes a novel method for investigating a form of chemical neurostimulation of wholemount rat retinas in vitro with the neurotransmitter glutamate. Chemical neurostimulation is a promising alternative to the conventional electrical neurostimulation of retinal neurons for treating irreversible blindness caused by photoreceptor degenerative diseases.

Methodik für biomimetische Chemie Neuromodulation der Ratte Netzhaut mit dem Neurotransmitter Glutamat In-vitro-

Photoreceptor degenerative diseases cause irreparable blindness through the progressive loss of photoreceptor cells in the retina. Retinal prostheses are ...

Stiffness Measurement of Soft Silicone Substrates for Mechanobiology Studies Using a Widefield Fluorescence Microscope

Soft tissues in the human body typically have stiffness in the kilopascal (kPa) range. Accordingly, silicone and hydrogel flexible substrates have been proven to be useful substrates for culturing cells in a physical microenvironment that partially mimics in vivo conditions. Here, we present a simple protocol for characterizing the Young's moduli of isotropic linear elastic substrates typically used for mechanobiology studies. The protocol consists of preparing a soft silicone substrate on a Petri dish or stiff silicone, coating the top surface of the silicone substrate with fluorescent beads, using a millimeter-scale sphere to indent the top surface (by gravity), imaging the fluorescent beads on the indented silicone surface using a fluorescence microscope, and analyzing the resultant images to calculate the Young's modulus of the silicone substrate. Coupling the substrate's top surface with a moduli extracellular matrix protein (in addition to the fluorescent beads) allows the silicone substrate to be readily used for cell plating and subsequent studies using traction force microscopy experiments. The use of stiff silicone, instead of a Petri dish, as the base of the soft silicone, enables the use of mechanobiology studies involving external stretch. A specific advantage of this protocol is that a widefield fluorescence microscope, which is commonly available in many labs, is the major equipment necessary for this procedure. We demonstrate this protocol by measuring the Young's modulus of soft silicone substrates of different elastic moduli.

Substrates with stiffness in the kilopascal-range are useful to study the response of cells to physiologically relevant micro-environment stiffness. Using just a widefield fluorescence microscope, the Young's modulus of soft silicone gels can be determined using an indentation with a suitable sphere.

Messung der Steifigkeit weichem Silikon Substrate für Mechanobiology Studien mit einem Weitfeld-Fluoreszenz-Mikroskop

Soft tissues in the human body typically have stiffness in the kilopascal (kPa) range. Accordingly, silicone and hydrogel flexible substrates have been ...

Biaxial Mechanical Characterizations of Atrioventricular Heart Valves

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive models, which provide a mathematical representation of the mechanical function of those structures. This presented biaxial mechanical testing protocol involves (i) tissue acquisition, (ii) the preparation of tissue specimens, (iii) biaxial mechanical testing, and (iv) postprocessing of the acquired data. First, tissue acquisition requires obtaining porcine or ovine hearts from a local Food and Drug Administration-approved abattoir for later dissection to retrieve the valve leaflets. Second, tissue preparation requires using tissue specimen cutters on the leaflet tissue to extract a clear zone for testing. Third, biaxial mechanical testing of the leaflet specimen requires the use of a commercial biaxial mechanical tester, which consists of force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation testing protocols to characterize the leaflet tissue&#39;s mechanical properties. Finally, post-processing requires the use of data image correlation techniques and force and displacement readings to summarize the tissue&#39;s mechanical behaviors in response to external loading. In general, results from biaxial testing demonstrate that the leaflet tissues yield a nonlinear, anisotropic mechanical response. The presented biaxial testing procedure is advantageous to other methods since the method presented here allows for a more comprehensive characterization of the valve leaflet tissue under one unified testing scheme, as opposed to separate testing protocols on different tissue specimens. The proposed testing method has its limitations in that shear stress is potentially present in the tissue sample. However, any potential shear is presumed negligible.

This protocol involves characterizations of atrioventricular valve leaflets with force-controlled, displacement-controlled, and stress-relaxation biaxial mechanical testing procedures. Results acquired with this protocol can be used for constitutive model development to simulate the mechanical behavior of functioning valves under a finite element simulation framework.

Biaxiale mechanische Charakterisierung von ventrikulären Herzklappen

Extensive biaxial mechanical testing of the atrioventricular heart valve leaflets can be utilized to derive&#160;optimal parameters used in constitutive ...