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UNIVERSIDAD DE SEVILLA E.T.S. DE INGENIEROS
Aplicación del conformado incremental mono-punto
al diseño de una prótesis médica individualizada
PROYECTO FIN DE CARRERA
Ingeniero Aeronáutico (Plan 2002)
Autor: Blanca Guerrero Muñoz
Tutor: Gabriel Centeno Báez
Julio 2014
PROYECTO FIN DE CARRERA
Ingeniero Aeronáutico (Plan 2002)
Aplicación del conformado incremental mono-punto
al diseño de una prótesis médica individualizada
Autor: Blanca Guerrero Muñoz
Tutor: Gabriel Centeno Báez
Departamento de Ingeniería Mecánica y de los Materiales
Ingeniería de los Procesos de Fabricación
Escuela Superior de Ingenieros
Universidad de Sevilla
Agradecimientos
A mis padres, por apoyarme en todo, por sus palabras de ánimo y por hacerme ser quien soy.
A mi tutor Gabriel Centeno Báez, por permitirme realizar el Proyecto Fin de Carrera dentro de
su grupo de investigación, por transmitirme sus conocimientos sobre el tema en cuestión y por
su atención y paciencia.
A los miembros que forman parte del Área de Ingeniería de los Procesos de Fabricación, por
haberme ayudado a lo largo de la realización del Proyecto.
Al GREP de la Universidad de Girona, por su colaboración con el Proyecto realizado.
A mis hermanos, y a mis amigos, por estar siempre ahí.
Resumen
Este trabajo se enmarca dentro de la línea de investigación en procesos de conformado
incremental del grupo de Ingeniería de los Procesos de Fabricación de la Universidad de Sevilla
y comprende el proceso completo para la fabricación de una prótesis médica individualizada
mediante la técnica de conformado incremental mono-punto (SPIF), incluyendo la selección del
material del que se fabrica dicha prótesis.
En primer lugar, se ha realizado un estado del arte de los trabajos científicos que abarcan el
estudio de los procesos de fabricación de prótesis médicas así como los que se centran en los
materiales que tradicionalmente se han usado para dichas prótesis. Dicha búsqueda de
información se ha centrado en el conformado incremental mono-punto en lo que respecta a los
procesos de fabricación de prótesis médicas y en materiales biocompatibles, focalizando la
atención en los polímeros. A partir de la información obtenida sobre polímeros biocompatibles
y sus características relativas al conformado incremental, se han seleccionado posibles
candidatos para realizar la fabricación de la prótesis médica.
A partir de una serie de ensayos de SPIF sobre materiales poliméricos, policarbonato (PC) de
distinto tipo y policloruro de vinilo (PVC), realizados en el GREP de la Universidad de Girona,
se ha caracterizado el campo de deformaciones hasta fractura de dichos materiales definiendo
sus respectivos diagramas límite de conformado y se ha seleccionado el que presentaba menor
conformabilidad.
Para continuar, se ha realizado el escaneado 3D de un cráneo de un esqueleto artificial y se ha
procesado el resultado para conseguir obtener el mismo en un programa CAD. Tras esto, se ha
tomado una sección de dicha geometría y se ha simulado el proceso de fabricación de la misma,
generando el programa de mecanizado correspondiente.
Finalmente, se ha realizado la fabricación de la prótesis médica mediante SPIF en la máquina
de control numérico de la que se dispone en el taller del departamento, y se ha obtenido el
diagrama de deformaciones de la prótesis fabricada, comparándola posteriormente con la
gráfica obtenida para la probeta que es del mismo material que el seleccionado para fabricar la
prótesis (policarbonato transparente).
ÍNDICE GENERAL
1 Introducción ................................................................................................................. 19
1.1 Antecedentes ................................................................................................................ 19
1.2 Objetivos ...................................................................................................................... 21
1.3 Procesos de conformado de chapa ............................................................................... 22
1.4 Procesos de conformado incremental ........................................................................... 25
1.4.1 SPIF de polímeros .................................................................................................. 28
1.5 Aplicaciones de los procesos de conformado incremental ........................................... 29
1.6 Diseño y fabricación de prótesis médicas .................................................................... 31
1.6.1 Tipos de prótesis ..................................................................................................... 31
1.6.2 Biomateriales .......................................................................................................... 34
1.6.3 SPIF para materiales biocompatibles...................................................................... 45
1.6.4 Uniones de prótesis con el cuerpo humano ............................................................ 49
2 Selección de material ................................................................................................... 53
2.1 Caracterización del material ......................................................................................... 53
2.1.1 Policloruro de vinilo (PVC). ................................................................................... 53
2.1.2 Policarbonato (PC). ................................................................................................ 54
2.2 Descripción del trabajo realizado. ................................................................................ 55
2.2.1 Diagrama límite de conformado ............................................................................. 56
2.2.2 Medición de deformaciones .................................................................................... 57
2.2.3 Desarrollo Experimental. ........................................................................................ 62
3 Diseño de la prótesis .................................................................................................... 79
3.1 Escaneado 3D de la pieza. ............................................................................................ 79
3.2 Modelado en CATIA®. ................................................................................................. 81
3.3 Mecanizado de la pieza. ............................................................................................... 83
3.4 Postprocesado. .............................................................................................................. 84
4 Fabricación de la prótesis y resultados obtenidos ........................................................ 87
4.1 Captura de imágenes .................................................................................................... 89
4.2 Procesamiento de imágenes ......................................................................................... 89
4.3 Deformaciones principales en probeta ......................................................................... 89
5 Conclusiones y desarrollos futuros .............................................................................. 95
5.1 Conclusiones .................................................................................................................. 95
5.2 Desarrollos futuros ......................................................................................................... 96
6 Bibliografía .................................................................................................................. 97
7 Bibliografía adicional ................................................................................................... 99
Índice de figuras
Figura 1. Implante maxilofacial fabricado por SPIF en titanio .................................................. 21
Figura 2. Proceso de plegado. ..................................................................................................... 22
Figura 3. Conformado por estirado............................................................................................. 23
Figura 4. Conformado por estampación. .................................................................................... 23
Figura 5. Conformado por embutición. ...................................................................................... 23
Figura 6. Hidroconformado. ....................................................................................................... 24
Figura 7. Diagrama límite de conformado y diferentes fallos en chapas. .................................. 25
Figura 8. Procesos SPIF y TPIF. ................................................................................................ 27
Figura 9. FLC para conformado incremental y convencional. ................................................... 28
Figura 10. Aplicaciones SPIF en industria automotriz. .............................................................. 30
Figura 11. Otras aplicaciones SPIF. ........................................................................................... 30
Figura 12. Diseño y fabricación de soporte para tobillo. ............................................................ 32
Figura 13. Proceso de manufactura de prótesis craneal. ............................................................. 33
Figura 14.Prótesis craneales conformadas en titanio .................................................................. 38
Figura 15. Implante craneal de hidroxiapatita. ........................................................................... 40
Figura 16. Implante craneal de PMMA. ..................................................................................... 43
Figura 17. Curva FLC Titanio. ................................................................................................... 45
Figura 18. Líneas de fractura por conformado del PC, PVC, PA y PET. ................................... 46
Figura 19. Deformaciones experimentales obtenidas para PET a partir de preformas cónica y
piramidal. .................................................................................................................................... 47
Figura 20. Deformaciones experimentales obtenidas para PET a partir de preforma cónica. .... 47
Figura 21. Máxima deformación en frío para placas de materiales plásticos. ............................ 48
Figura 22. Variación de densidad en función del ángulo de trazado para PA,PC, PET y PVC. 49
Figura 23. Vista virtual de unión mandibular. ............................................................................ 50
Figura 24. Unión mandibular mediante placas y tornillos de titanio. ......................................... 50
Figura 25. Unión de prótesis craneal mediante placas de titanio ............................................... 51
Figura 26. Representación de los diferentes mecanismos de fallo ............................................. 57
Figura 27. Patrón de círculos antes y después de la deformación .............................................. 58
Figura 28. Patrón de puntos ........................................................................................................ 59
Figura 29. Placa en estado final .................................................................................................. 60
Figura 30. Puntos codificados de referencia espacial. ................................................................ 60
Figura 31. Patrón de puntos antes y después de la deformación ................................................ 61
Figura 32. Modo de visualización .............................................................................................. 61
Figura 33. Visualización de resultados ....................................................................................... 62
Figura 34. Diferentes ángulos de cámara respecto a probeta de policarbonato transparente ..... 63
Figura 35. Diferentes ángulos de cámara respecto a probeta de policarbonato .......................... 63
Figura 36. Diferentes ángulos de cámara respecto a probeta de PVC ........................................ 63
Figura 37. Mallado de probetas .................................................................................................. 64
Figura 38. Deformaciones en probeta de PC transparente ......................................................... 64
Figura 39. Deformaciones en probeta de PC .............................................................................. 65
Figura 40. Deformaciones en probeta de PVC ........................................................................... 65
Figura 41. Secciones en probeta de PC transparente .................................................................. 66
Figura 42. Secciones en probeta de PC ...................................................................................... 66
Figura 43. Secciones en probeta de PVC ................................................................................... 67
Figura 44. Evolución de las deformaciones en probeta de PC transparente ............................... 68
Figura 45. Evolución de las deformaciones en probeta de PC ................................................... 69
Figura 46. Evolución de las deformaciones en probeta de PVC ................................................ 70
Figura 47. FLD PC transparente ................................................................................................. 71
Figura 48. FLD PC ..................................................................................................................... 71
Figura 49. FLD PVC .................................................................................................................. 72
Figura 50. Proceso de corte de probeta de PC transparente ....................................................... 73
Figura 51. Proceso de corte de probeta de PC ............................................................................ 73
Figura 52. Probetas de PC transparente, PC y PVC cortadas ..................................................... 74
Figura 53. Medidas espesor probeta PC transparente (KAPPA®) .............................................. 75
Figura 54. Medidas espesor probeta PC (KAPPA®) .................................................................. 75
Figura 55. Medidas espesor probeta PVC (KAPPA®) ................................................................ 75
Figura 56. Resultados experimentales para PC transparente ...................................................... 77
Figura 57. Resultados experimentales para PC .......................................................................... 77
Figura 58. Resultados experimentales para PVC ....................................................................... 78
Figura 59. Escáner 3D utilizado ................................................................................................. 80
Figura 60. Recubrimiento con laca y escaneado 3D del cráneo ................................................. 80
Figura 61. Elección de tipo de escaneado, ajuste de planos y generación de superficie ............ 81
Figura 62. Vistas frontal y de perfil del cráneo .......................................................................... 81
Figura 63. Vistas superior y posterior del cráneo ....................................................................... 82
Figura 64. Vista lateral y vista del interior del cráneo ................................................................ 82
Figura 65. Superficie generada ................................................................................................... 83
Figura 66. Imagen de mecanizado de la zona seleccionada ....................................................... 84
Figura 67. Generación del código ISO ....................................................................................... 85
Figura 68. Probeta original de PC transparente .......................................................................... 87
Figura 69. Sujeción y lubricación de probeta de policarbonato ................................................. 87
Figura 70. Mecanizado de probeta ............................................................................................. 88
Figura 71. Resultados obtenidos. ................................................................................................ 88
Figura 72. Resultados obtenidos. Superposición con cráneo ..................................................... 88
Figura 73. Diferentes ángulos de cámara para prótesis craneal .................................................. 89
Figura 74. Mallado de la prótesis craneal ................................................................................... 89
Figura 75. Deformaciones en la probeta ..................................................................................... 90
Figura 76. Secciones de la probeta ............................................................................................. 90
Figura 77. Evolución de las deformaciones en la probeta .......................................................... 91
Figura 78. FLD probeta .............................................................................................................. 92
Figura 79. FLD prótesis cráneo .................................................................................................. 92
Figura 80. Comparativa de FLDs de policarbonato para probeta inicial y prótesis ................... 93
Índice de tablas
Tabla 1. Clasificación de biomateriales. ..................................................................................... 35
Tabla 2. Metales comúnmente usados para implantes................................................................ 37
Tabla 3. Cerámicos comúnmente usados en aplicaciones biomédicas ....................................... 39
Tabla 4. Polímeros comúnmente usados en aplicaciones biomédicas. ....................................... 42
Tabla 5. Estructura química, propiedades y aplicaciones para polímeros no degradables en
aplicaciones médicas. ................................................................................................................. 44
Tabla 6. Valores de deformación experimentales....................................................................... 76
19
1 Introducción
El conformado incremental mono-punto, más conocido por las siglas SPIF (Single-Point
Incremental Forming), es una técnica de conformado de chapas que permite la fabricación de
piezas y que es utilizada en diferentes tipos de industria.
Este método ha sido aplicado para conformar placas metálicas, así como para polímeros,
aunque en menor medida.
En este Proyecto, se va a enfocar dicho conformado incremental en el sector de la medicina, y
más concretamente en el diseño de una prótesis médica a partir de placas de polímeros que
permitan ser fabricados mediante esta técnica, siempre teniendo en cuenta que dichos polímeros
deben ser biocompatibles.
1.1 Antecedentes
El grupo de investigación de Ingeniería de los Procesos de Fabricación del Departamento de
Ingeniería Mecánica y de Fabricación de la Universidad de Sevilla, tiene una línea de
investigación desde hace varios años sobre el conformado de la chapa metálica.
A pesar de tener sus raíces en la década de los noventa y de los rápidos avances de los últimos
años, la tecnología del ISF (conformado incremental de chapa) se encuentra aún en desarrollo y
sometida a un importante esfuerzo investigador para conseguir los niveles de competitividad y
precisión exigidos por la industria.
Bajo esta línea de investigación, y buscando nuevos campos de aplicación, se propone realizar
un estudio sobre dicho tipo de conformado aplicado al sector médico, más concretamente a la
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
20
fabricación de prótesis médicas. Estas prótesis han sido fabricadas usando principalmente
titanio, o con otros materiales como PMMA o hidroxiapatita.
La investigación se centra en la búsqueda de polímeros que puedan ser usados para este fin, y
en la viabilidad y validez del proceso de conformado en cuestión aplicado en estos polímeros.
La tecnología de conformado incremental se usa para producir productos personalizados y su
aplicación a la producción de prótesis metálicas ya ha sido probada. Por otro lado, el uso de
placas de termoplásticos para este proceso es aún reducido, y por tanto, la fabricación de
prótesis plásticas usando esta tecnología es también reducida.
Hay ya algunos antecedentes en cuanto a desarrollo de prótesis médicas fabricadas con
polímeros. El más reciente proviene del centro médico universitario de Utretch, en 2013, donde
un equipo médico liderado por el neurólogo Verweij ha sustituido el cráneo de una paciente por
uno fabricado en plástico transparente y mediante impresión 3d, por una empresa australiana.
La paciente presentaba un una enfermedad rara en los huesos que hacía que su cráneo hubiese
engrosado progresivamente hasta alcanzar un espesor de 5 cm, lo que contrasta mucho con los
1.5 cm normales de espesor de dicha zona. Esto hacía que su cerebro se estuviese
comprimiendo y que sus funciones se estuviesen viendo dañadas. Así, se realizó la operación,
que duró 23 horas pero fue un éxito. Además, se consideró un gran adelanto en cuanto a
precisión, ya que las reconstrucciones o sustituciones craneales hechas anteriormente no
conseguían resultados tan buenos como el obtenido mediante impresión 3d. El hospital pretende
aplicar esta técnica en pacientes con otros problemas óseos o para ayudar en la recuperación a
personas que hayan sufrido lesiones craneales serias.
Otra vertiente relacionada con el área de las prótesis médicas y que supone un punto de vista
diferente al estudiado en este Proyecto, es la propuesta por unos universitarios de una Facultad
de Química mexicana (recogida en el boletín UNAM-DGCS-607). Este equipo de
universitarios ha creado y mejorado un material a base de resina para prótesis óseas y animales,
que es moldeable, no tóxico, de bajo costo y durabilidad permanente. Este material necesita de
una esterilización con rayos gamma para poder ser implantado. El producto en sí consiste en
dos pastas, cada una formada por una porción de resina epóxica y su correspondiente activador
para obtener una reacción de polimerización. Por separado tienen consistencia suave, pero si se
mezclan, en dos horas alcanzan la dureza final y ya no se deforman. A la hora de generar la
prótesis, el neurocirujano es el encargado de dar la forma deseada. Esta forma alternativa de
generar una prótesis hace que no sea necesario realizar ninguna placa ni hacer moldes para
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
21
poder generar la pieza. El neurocirujano puede realizar la prótesis en el mismo momento de la
operación, lo que supone una disminución de tiempo empleado para generarla y una
disminución de coste porque no se emplea ningún tipo de mecanizado. Por otro lado, la
precisión de este tipo de prótesis es bastante peor que la conseguida mediante prótesis hechas
por SPIF.
En cuanto a prótesis médicas realizadas mediante SPIF en materiales metálicos, en estas
imágenes se presenta una prótesis maxilofacial fabricada en titanio.
Figura 1. Implante maxilofacial fabricado por SPIF en titanio
Araújo et al. (2013)
1.2 Objetivos
El objetivo del Proyecto es la aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de
una prótesis médica individualizada. Para ello, se han cumplido los siguientes objetivos
específicos:
1. Realizar un estado del arte del proceso de deformación incremental aplicado a la
medicina en las publicaciones especializadas del tema.
2. Proponer materiales plásticos biocompatibles en los que se pueda aplicar el conformado
incremental.
3. Seleccionar un material para la fabricación de la prótesis.
4. Obtener el diagrama límite de conformado para el material seleccionado.
5. Diseñar la prótesis médica a partir del escaneado 3d del cráneo, seleccionando una zona
con deformaciones aceptables y por debajo de la curva límite de conformado del
material en cuestión.
6. Fabricar la prótesis médica.
7. Analizar los resultados obtenidos.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
22
1.3 Procesos de conformado de chapa
La producción de láminas y chapas metálicas obtenidas por laminación, bien en frío o bien en
caliente, es una parte importante de la producción metálica industrial. Consta de procesos de
fabricación bien establecidos en la práctica y de gran importancia industrial.
Las láminas fabricadas presentan una buena relación resistencia-peso, y buena resistencia
mecánica. Son conformadas posteriormente para fabricar productos de la industria
automovilística (carrocerías), aeronáutica (fuselajes), o electrodoméstica (revestimientos), entre
otras. En estos sectores, se exige que la chapa conformada tenga alta precisión y que en
ocasiones haya elevados ritmos de producción.
Hay diferentes procesos de conformado de chapa, que se exponen a continuación.
Plegado: consiste en doblar una chapa, bien a lo largo de una línea recta o bien a lo
largo de una directriz curva. En este proceso la deformación plástica se localiza en una
zona pequeña (la región a flexión), permaneciendo el resto del material sin
deformaciones. Hay que tener en cuenta en efecto de la recuperación elástica, que
puede ser apreciable.
Figura 2. Proceso de plegado.
Estirado: consiste en un proceso de conformado en el que el material está sometido a un
estado principalmente de tracción. La chapa se sujeta en sus extremos mediante
mordazas, y este proceso tiene una menor recuperación elástica que el plegado, por lo
que la pieza final tiene una mayor precisión.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
23
Figura 3. Conformado por estirado.
Estampación: es un proceso parecido al estirado, pero que permite que el material
sujeto se introduzca en el hueco de la matriz. Con la estampación se consiguen piezas
poco profundas, pero de mayor complejidad que con el estirado.
Figura 4. Conformado por estampación.
Embutición: consiste en deformar la chapa de forma que la mayor deformación se
produzca en las paredes de las piezas embutidas. El material debe fluir por el hueco de
la matriz con facilidad. La embutición se usa para conseguir piezas más profundas.
Figura 5. Conformado por embutición.
Hidroconformado: método que permite dar forma a la chapa mediante la presión
ejercida por un fluido sobre la misma.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
24
Figura 6. Hidroconformado.
Conformado incremental: este proceso, al ser el de interés, se expone con más detalle
en el siguiente apartado.
Para todos estos procesos descritos, se supone que la chapa se deforma aproximadamente bajo
un estado de tensión plana, lo que es una simplificación bastante realista.
Para determinar el estado de deformaciones en el material, se puede realizar con un marcado
inicial de la superficie de la chapa (mediante ataque electroquímico, con una rejilla de círculos
de diámetro conocido). Esto permite obtener la deformación de cada uno de los puntos
representativos de la pieza.
Un aspecto a tener en cuenta en los procesos de conformado de chapa es la anisotropía de las
mismas, al ser obtenidas por laminación. Debido a ella, la chapa se va a deformar de forma
diferente según la dirección que se tome.
Por otro lado, todo proceso de conformado va a estar limitado por el fallo de la chapa. Los
fallos más comunes son inestabilidad global, inestabilidad localizada, fractura (dúctil o frágil),
y arrugamiento. Existe una herramienta que permite diagnosticar el fallo en estos procesos: el
diagrama límite de conformado. Se trata de un gráfico que relaciona las deformaciones
producidas sobre la pieza, y que permite predecir para qué valores de deformaciones es posible
conformar la chapa con seguridad.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
25
Figura 7. Diagrama límite de conformado y diferentes fallos en chapas.
1.4 Procesos de conformado incremental
Las piezas obtenidas por métodos como los de estampación o embutición, permiten obtener una
gran productividad y un tiempo de producción corto. Pero este tipo de conformados sólo va a
ser rentable para la producción de grandes series de piezas, ya que para la fabricación de series
cortas o medias serían inviables económicamente. Los procesos de conformado incremental
permiten dar una solución viable a la producción de series cortas.
El conformado incremental se caracteriza dentro de los procesos de conformado como una
tecnología capaz de elaborar piezas con geometría de elevada complejidad. Con su utilización
se logra obtener todo tipo de geometrías típicas de embutición, aunque el proceso difiere de
este. La fabricación de piezas de chapa se consigue a través de generar sucesivas y pequeñas
deformaciones sobre la chapa con una herramienta o punzón semiesférico, hasta que la suma de
estas pequeñas deformaciones configure la forma final deseada. Esto se consigue haciendo que
la herramienta siga un recorrido programado mediante el uso de equipos y técnicas de control
numérico.
El conformado incremental de láminas es un proceso derivado de las tecnologías existentes en
el área de fabricación rápida, y, en comparación con procesos de conformado tradicionales, esta
técnica permite reducir el coste de herramientas específicas (como matrices para el caso de
estampación), así como costes asociados a la propia fabricación de las piezas.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
26
La idea de formar gradualmente una chapa con una sola herramienta de punto, fue patentada
por Leszak (1967) aún antes que fuera técnicamente factible. El ISF (Incremental Sheet
Forming), también conocido como conformado por control numérico sin matriz (dieless NC
forming), se introdujo originariamente en Japón por Matsubara en 1993 como un método para
la realización de prototipos y la fabricación de productos de chapa en pequeñas series. No
obstante, haciendo honor a su versatilidad, actualmente se está haciendo un hueco en muchos
otros sectores.
Hoy en día, existen nuevos procesos en los que la chapa se deforma plásticamente en un punto
local, permitiendo que la producción de piezas complejas de chapa sea verdaderamente flexible.
Esto se puede hacer ya sea en pequeños lotes por lotes con plazos de entrega cortos, o en la
producción de prototipos rápidos utilizables dentro de un día. Los nuevos procesos son
atractivos porque la fabricación de piezas de chapa metálica se puede lograr con cualquier
instalación que disponga de una fresadora CNC de tres ejes.
La base de referencia para los procesos emergentes se encuentra en los métodos de formación
tradicionales. Estos procesos convencionales están típicamente limitados en cuanto a geometría
de la pieza alcanzable y requieren herramientas específicas y matrices. Tanto el hardware como
el software de CNC han alcanzado un estado de madurez que permiten que se puedan
desarrollar nuevos procesos de conformado de chapa. Los nuevos métodos de conformado dan
la posibilidad de crear instalaciones de conformado flexibles, sin matrices, capaces de producir
superficies de formas complejas, con la aplicación de herramientas genéricas. El objetivo final
es conseguir dar forma sin matriz.
Se han explorado muchas variaciones de conformado incremental, incluyendo el uso de chorro
de agua, rodillos o herramientas de martilleo con vibración, pero aun así la herramienta más
ampliamente utilizada es un indentador sólido semiesférico.
Por otra parte, hay que hacer una distinción entre el conformado incremental simétrico, que es
el realizado mediante la revolución de la propia herramienta (con el que se consiguen piezas
con simetría), y el conformado incremental asimétrico, que es aquel en el que el molde está fijo
(sujeto) y el conformado se produce mediante el control numérico de la herramienta en una
máquina de control numérico. El conformado incremental asimétrico permite generar tanto
piezas simétricas como asimétricas.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
27
Las dos configuraciones más comunes son: Single-Point incremental Forming (SPIF) y Two-
Point Incremental Forming (TPIF). Ambas configuraciones tienen como elementos la
herramienta, la chapa, el elemento de sujeción y la máquina de control numérico.
- El TPIF es un proceso en el que la placa es presionada simultáneamente por dos puntos.
La herramienta presiona el metal, causando deformación plástica, y a la vez va
recorriendo el trazado fijado para la forma que está siendo mecanizada. El otro punto es
un elemento estático (que es considerado un molde parcial, o completo –ver las figuras
mostradas a continuación), que crea una fuerza contraria hacia arriba en la chapa.
- El SPIF presenta como principal diferencia al proceso anterior la ausencia de molde. En
este proceso, la chapa es conformada con una sola herramienta.
Figura 8. Procesos SPIF y TPIF.
Jeswiet et al. (2005)
Las ventajas que presenta el SPIF son las siguientes:
- Las piezas pueden ser conformadas directamente desde datos CAD con un mínimo de
herramientas especializadas.
- El proceso no requiere moldes negativos ni positivos, ya que se trata de un proceso sin
moldes. Aunque necesita una placa de apoyo para crear los cambios de ángulos en la
superficie de la chapa.
- Los cambios en el diseño pueden ser modificados fácil y rápidamente, permitiendo así
un alto grado de flexibilidad.
- La realización de prototipos rápidos es sencilla usando este proceso.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
28
- La pequeña zona plástica y la naturaleza incremental del proceso contribuyen a un
aumento de la capacidad de conformado, haciendo más fácil deformar chapas con baja
capacidad de conformado.
- El tamaño de la pieza está limitado sólo por el tamaño de la máquina; las fuerzas no
aumentan.
- El acabado superficial de la pieza puede ser mejorado.
- La operación es relativamente silenciosa.
Por otra parte, algunas desventajas son:
- El tiempo de conformado es más largo que otros procesos, por lo que este proceso está
limitado a producción de pequeños lotes.
- Los ángulos rectos no pueden ser conformados de una sola pasada, sino que requieren
varias.
- Hay que tener en cuenta el fenómeno de la recuperación elástica.
Respecto a la curva límite de conformado (FLC) para el conformado incremental, presenta una
pendiente negativa, a diferencia de las FLC convencionales, que tienen forma de V.
Figura 9. FLC para conformado incremental y convencional.
Jeswiet et al. (2005)
1.4.1 SPIF de polímeros
La línea de investigación de este Proyecto se centra en el conformado incremental aplicado a
polímeros. Por tanto, es necesario saber cuáles son las características que presentan estos
materiales y el estudio que se ha realizado de los mismos.
El primer progreso en este ámbito fue logrado por Franzen et al.(2008) al mostrar que la técnica
de conformado incremental mono-punto podía ser utilizada para producir piezas de chapas de
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
29
PVC con éxito. Además, Le et al. (2008) publicaron un conjunto preliminar de resultados
experimentales del SPIF para el polipropileno (PP). Diseñaron experimentos y abarcaron en su
estudio la influencia del tamaño de paso, tamaño de herramienta, velocidad de avance y
velocidad del eje en placas de dicho material. Se encontraron dos modos de fallo similares a los
observados por Franzen et al. para el PVC.
Franzen et al. (2008) extendieron el alcance de su investigación incluyendo cuatro polímeros
adicionales: polioximetileno (POM), polietileno (PE), poliamida (PA) y policarbonato (PC).
Investigaron el efecto del ángulo de trazado inicial en la conformabilidad.
Martins et al. (2009) realizaron un estudio sobre la conformabilidad de los cinco polímeros
anteriores, obteniendo que éstos permitían alcanzar altas deformaciones. Se evaluó la idoneidad
de los materiales para ser procesados por este método, teniendo en cuenta ductilidad,
recuperación elástica, la estética de la pieza conformada y los aspectos de coste. Así, PE y PA
mostraron una alta ductilidad, siendo adecuados para conformar piezas con grandes ángulos de
pared. Por otro lado, PA es el polímero con mayor recuperación elástica entre los estudiados.
PVC presentó una leve recuperación elástica, pudiendo ser utilizado para aplicaciones que
requieran de gran precisión. El color del PC cambió un poco durante el proceso de conformado,
y se recomienda su uso en caso de que se busque una alta calidad superficial. El POM presentó
la peor configuración de los polímeros estudiados por su limitada ductilidad. Por tanto, no
parece una buena opción para ser fabricado mediante SPIF.
1.5 Aplicaciones de los procesos de conformado incremental
El conformado incremental se aplica a lotes pequeños, partes especiales, prototipos y productos
personalizados. Así, tiene diversas aplicaciones, que pueden ser separadas en dos áreas
principales:
- Prototipado rápido en la industria automotriz. De esta forma, se fabrican reflectores
de faros, protector de calor/vibración, carcasas para silenciadores de camiones,
pantallas aislantes para colectores de escape, partes de carrocería, capó y
guardabarros.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
30
Figura 10. Aplicaciones SPIF en industria automotriz.
Jeswiet et al. (2005)
- Aplicaciones no automotrices. Dentro de este área se encuentra la realización de
asientos de motos, tanques de gasolina para motos, moldes para producción de
superficies y aplicaciones médicas (prótesis de tobillo y placas craneales).
Figura 11. Otras aplicaciones SPIF.
Jeswiet et al. (2005)
Otros posibles campos de aplicación son la arquitectura, la industria electrodoméstica, así como
la aeroespacial (conformado de placas de aleaciones de aluminio y magnesio; carcasas y
carenados) y la marina.
En cuanto a las aplicaciones médicas, el conformado incremental mono-punto es usado en el
ámbito de la ortopedia y la traumatología. Estas son áreas de gran aplicabilidad de dicho
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
31
proceso, debido a las diferencias antropométricas que existen entre los pacientes, necesitando
cada uno de ellos un producto a medida.
Además, dentro de este ámbito también se utiliza para la fabricación de equipamiento
especializado de laboratorio.
1.6 Diseño y fabricación de prótesis médicas
El proceso de conformado incremental mono-punto es un proceso adecuado para diseñar y
fabricar prótesis médicas, ya que es un proceso que:
- Permite conformar productos personalizados: cada prótesis es diferente y personalizada
para cada paciente.
- Es flexible.
- De bajo coste.
- Permite fabricar en pequeños lotes.
Hay que hacer una distinción entre los conceptos de órtesis y prótesis. Una órtesis es un
dispositivo externo que se usa para modificar algún aspecto funcional del cuerpo, como corregir
o facilitar la ejecución de una acción, actividad o desplazamiento. No reemplazan partes del
cuerpo, y se usan temporalmente.
Por otro lado, una prótesis es un dispositivo externo o interno de uso permanente que es usado
para reemplazar partes del cuerpo que se han perdido, bien por amputación de miembros o por
destrucción de partes de huesos, como puede ocurrir con el hueso del cráneo.
1.6.1 Tipos de prótesis
Una prótesis tiene como fin arreglar una zona dañada para curar la lesión provocada. En
algunos casos, las prótesis pueden respaldar la regeneración de huesos.
Los tipos de prótesis que existen son:
- Prótesis externas. De las prótesis externas se trata en el documento de Jeswiet et al.
(2005), en el que se presenta el siguiente esquema en cuanto al proceso completo de
diseño y fabricación de dicho dispositivo:
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
32
Figura 12. Diseño y fabricación de soporte para tobillo.
Jeswiet et al. (2005)
- Prótesis internas. En cuanto a este tipo de prótesis, hay que tener en cuenta que su
fabricación solo puede ser realizada usando materiales que sean biocompatibles.
Dentro de las prótesis internas, hay dos que van a ser más interesantes desde el punto de vista
de su conformación usando conformado incremental, debido a su validez en cuanto a forma
para poder aplicar este proceso. Se trata de huesos con formas planas: los huesos craneales y los
huesos mandibulares.
Las prótesis craneales tienen una serie de características que responden a una lista de requisitos.
Al mismo tiempo, estos requisitos son consecuencia de las funciones que el cliente espera del
dispositivo. La geometría de las prótesis craneales es compleja. Además, está aumentando la
tendencia de usar implantes craneales personalizados debido a:
- La innovación y evolución del modelado digital y la reconstrucción craneal.
- Avances en nuevos procesos de fabricación.
- El reto de afrontar diferentes tipos de fracturas producidas y sus respectivas geometrías.
- El intento de mejorar la calidad de vida de los pacientes.
La realización de las prótesis médicas consiste en una aplicación de ingeniería inversa. Permite
la reproducción de modelos de alta precisión mediante geometrías complejas. Empleando
ingeniería inversa, es posible crear modelos 3D que pueden representar muchos objetos
diferentes, incluyendo entre ellos partes del cuerpo humano.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
33
El proceso para fabricar una prótesis consta de los siguientes pasos:
Primero, se realiza el escáner tridimensional de la zona en cuestión (rodilla, cráneo,
mandíbula) con un láser o mediante una tomografía computarizada. Esto permite
obtener la información morfológica y dimensional de dicha zona.
Después, una vez que los datos anteriores están disponibles en un formato digital, se
construye una nube de puntos de la que es posible desarrollar las superficies que
representa la prótesis a fabricar.
Por último, se genera un programa ISO a través de la aplicación de sistemas
CAD/CAM, que es enviado a la máquina de control numérico. Esta se encarga de llevar
a cabo la operación de conformado incremental.
En la siguiente imagen recogida en los artículos de Fiorentino et al. (2012), se puede ver el
proceso de diseño y fabricación de una prótesis craneal, que abarca desde el modelo CAD
creado a partir de una tomografía hasta su mecanizado.
Figura 13. Proceso de manufactura de prótesis craneal.
Fiorentino et al. (2012)
Las prótesis craneales tienen ciertos requerimientos en cuanto a precisión. En los bordes, que es
la zona donde la prótesis encaja con los otros huesos humanos, la pieza debe tener una alta
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
34
precisión, mientras que la zona central puede ser conformada con unas dimensiones levemente
mayores (precisión no tan alta como en los bordes), de forma que el implante no presione en el
cráneo del paciente.
1.6.2 Biomateriales
Los biomateriales son materiales usados para construir órganos artificiales, dispositivos de
rehabilitación, o implantes para reemplazar tejidos naturales del cuerpo. Más específicamente,
son materiales que se usan en contacto directo con el cuerpo para aumentar o reemplazar los
materiales defectuosos.
Para que la aplicación en el cuerpo humano sea satisfactoria, se requiere un nivel adecuado de
tolerancia del material usado en el organismo, en otras palabras, un alto grado de
biocompatibilidad.
Las propiedades físicas y químicas del material elegido para el implante deberían ser conformes
a la parte reemplazada. Uno de los aspectos más desafiantes es que el tejido vivo tiene la
capacidad de regenerarse continuamente, mientras que el material de los implantes
normalmente carece de esta propiedad. Para conseguir los mejores resultados en implantes, es
necesario combinar los efectos sinergéticos de varios sistemas de biomateriales.
Los requisitos que debe cumplir un biomaterial pueden ser agrupados en cuatro categorías:
- Biocompatibilidad. El material no debe alterar o inducir una mala respuesta en el
paciente, sino que debe garantizar que haya una buena integración del implante en el
cuerpo.
- Esterilizabilidad. Debe ser capaz de someterse a esterilización.
- Funcionabilidad. El material debe poder ser conformado de forma económica usando
procesos de fabricación ingenieriles.
- Manufacturabilidad. Este último requisito es el que más limita la producción real del
dispositivo médico. En este aspecto, es en el que la ingeniería debe contribuir
significativamente.
Tal y como aparece en el cuadro de Teoh (2004), los biomateriales se pueden clasificar en
biomateriales biológicos y biomateriales sintéticos. Los materiales biológicos pueden ser
clasificados según si se aplican para tejidos duros o tejidos blandos; y los materiales sintéticos
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
35
pueden ser metálicos, poliméricos, cerámicos o composites. En la tabla aparecen ejemplos de
cada uno de ellos.
I. Materiales Biológicos II. Materiales Biomédicos
Sintéticos
1. Tejido blando
Piel, tendón, pericardio, córnea
1.Poliméricos
Polietileno de ultra alto peso molecular
(UHMWPE), Polimetilmetacrilato
(PMMA), Poliéter éter cetona (PEEK),
silicona, Poliuretano (PU),
Politetrafluoroetileno (PTFE)
2. Tejido duro
Hueso, dentina, cutícula
2.Metálicos
Acero Inoxidable, Aleaciones de
Cobalto (Co-Cr-Mo), Aleaciones de
Titanio (Ti-Al-V), Oro, Platino
3.Cerámicos
Alúmina (Al2O3), Zirconia (ZrO2),
Carbono, Hidroxiapatita, Fosfato
tricálcico, Biovidrios, Aluminato de
Calcio.
4.Composites
Fibra de Carbono (CF)/PEEK,
CF/UHMWPE, CF/PMMA;
Zirconia/Sílice/BIS-GMA
Tabla 1. Clasificación de biomateriales.
Teoh (2004)
La elección de materiales adecuados para aplicaciones en el cuerpo humano es definida por la
función que vaya a desempeñar. En el caso de implantes dedicados al reemplazo de tejido
óseo, las propiedades más importantes van a ser las propiedades mecánicas que pueden soportar
cargas grandes. Para implantes en vasos sanguíneos, el requerimiento principal se exige
respecto a la superficie (referente a su composición química) para reducir al máximo la
formación de trombos. Por otro lado, para un material que vaya a ser usado como lente de
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
36
contacto o lente intraocular la transparencia óptica es el criterio principal a la hora de
seleccionarlo.
Para que el implante de un material dentro del organismo sea exitoso, además de necesitarse
que el material sea biocompatible, también es necesario que se cumplan otros criterios. Hay que
considerar que la biocompatibilidad para implantes no está solo definida por las propiedades
intrínsecas del material, sino que también se debe definir por el proceso de manufactura y por la
posibilidad de tratamientos posteriores a su fabricación, tales como la esterilización. Esto
significa que por ejemplo en el caso de los polímeros debe ser empleado un proceso de
esterilización que no influya en la estructura molecular del propio material.
Por lo general, los materiales están clasificados dentro de diferentes categorías. En cuanto a su
aplicación para los implantes que resultan más interesantes de cara a poder fabricarlos mediante
conformado incremental, los materiales utilizados para realizar prótesis craneales han sido
Titanio (metálico), PMMA (polimérico) e hidroxiapatita (cerámico).
A continuación, se exponen las características principales de cada grupo de biomateriales y se
detallan aquellos que pueden ser usados para realizar prótesis craneales dentro de su categoría
correspondiente.
1.6.2.1 Metales
Son materiales inorgánicos que poseen enlaces metálicos no direccionales con electrones con
alta capacidad de movimiento. Además de su capacidad de conducir electricidad, los metales
son fuertes y pueden ser conformados de forma relativamente fácil.
Los implantes basados en metales son principalmente usados en dos campos de aplicación: bien
para la sustitución total de una unión en cadera, rodilla o hombro; o para fijar fracturas o vasos
sanguíneos con tornillos o stents. Además, en el ámbito de la cirugía oral los metales nobles
también pueden ser usados como empastes dentales.
La demanda de los materiales metálicos para implantes está caracterizada por muchas pruebas
clínicas. Se recomienda una alta resistencia mecánica para asegurar una buena transmisión de
cargas durante un gran periodo de tiempo, así como rigidez mecánica cerca del hueso. La
resistencia a la corrosión de los metales en el cuerpo humano es uno de los requisitos
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
37
principales para evitar la deficiencia en las propiedades de los materiales debida a la
degradación.
La biocompatibilidad debe ser garantizada de forma que pueda ser evitado cualquier daño del
tejido huésped. A continuación se proporciona una lista de metales comúnmente usados para
implantes.
METAL APLICACIÓN
Aleación de cobalto-cromo Válvulas de corazones artificiales, prótesis dentales, placa
ortopédica de fijación, componentes de uniones artificiales,
stents vasculares
Acero inoxidable Prótesis dentales, placas de fijación ortopédicas, stents
vasculares
Aleaciones de titanio Válvulas de corazones artificiales, implantes dentales, tornillos
ortopédicos, componentes de uniones artificiales, cajas de
marcapasos, stents vasculares
Oro o platino Empaste dentales, electrodos para implantes cocleares
Aleaciones de plata-estaño-
cobre
Amalgamas dentales
Tabla 2. Metales comúnmente usados para implantes
Bauer et al. (2013)
Materiales metálicos. Titanio.
Para la fabricación de prótesis médicas, se usa una aleación de titanio de grado 2. Ha sido usado
para realizar prótesis craneales, prótesis de cadera o prótesis orales. Tal y como explica Mihov
et al. (2010), este material permite que el hueso se adhiera de forma natural a la capa de óxido
de titanio que se forma en su superficie, evitando así la necesidad de cualquier revestimiento
adicional.
Este material presenta una alta relación fuerza/peso. Además, es resistente a los efectos debidos
a los fluidos corporales (es inerte químicamente), y tiene una densidad baja.
En la fabricación por conformado incremental de este material, existen ciertas limitaciones
debidas al máximo ángulo de pared de fallo (el ángulo de pared de fallo del titanio es bajo).
Este ángulo de límite de conformado (mayor ángulo en el que no se observa ningún tipo de
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
38
fallo al conformar) es hallado realizando un test estándar de cono, y en el caso de aleación de
titanio de grado 2, placa con 0.5 mm de espesor y diámetro de herramienta de 10 mm, tiene un
valor de 47º.
Hay algunas técnicas que permiten que el ángulo límite de conformado sea algo mayor, como
por ejemplo una trayectoria de herramienta que sea multipasada. Esto ayuda a redistribuir el
material, de forma que aumenta los límites de fallo.
Por otro lado, el tratamiento superficial también afecta a la conformabilidad de la chapa de
titanio y a su biocompatibilidad. Hay tres posibles tratamientos superficiales: ninguno,
anodizado ácido o anodizado alcalino. La biocompatibilidad es mayor en una superficie sin
ningún tipo de tratamiento, mientras que el anodizado ácido permite mejorar el acabado
superficial, pero no da unos resultados tan buenos en cuanto a biocompatibilidad. El anodizado
alcalino es el que peores condiciones presenta en cuanto a acabado superficial y en cuanto a
biocompatibilidad.
La siguiente imagen muestra una prótesis craneal conformada con este material en espesores de
5 mm (placa de la izquierda) y 10 mm (placa de la derecha).
Figura 14.Prótesis craneales conformadas en titanio
Ying (2013)
1.6.2.2 Cerámicos
Son materiales inorgánicos compuestos de enlaces iónicos no direccionales o enlaces
covalentes y que generalmente son conformados a elevadas temperaturas. El grupo de
cerámicos biocompatibles consiste principalmente en materiales cristalinos como la alúmina,
zirconia, fosfato cálcico, vidrios bioactivos y vidrios cerámicos.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
39
Los cerámicos son muy duros y más resistentes que los metales a la degradación en muchos
entornos. Aún así, son muy frágiles debido a la naturaleza del enlace iónico. La similitud entre
la química de los materiales cerámicos y la de los propios huesos hace que estos materiales sean
usados a menudo como parte de implantes ortopédicos o como materiales dentales. La mayoría
de los cerámicos biocompatibles son usados de forma acorde al esqueleto humano, los huesos,
las uniones y los dientes. En la medicina dental, son usados como sustituyentes de los dientes.
Debido a la alta fuerza abrasiva, son usados como soporte en las uniones artificiales o como
recubrimientos de huesos en implantes metálicos.
A continuación se muestra una lista con los cerámicos más usados para aplicaciones
biomédicas.
CERÁMICO APLICACIÓN
Óxido de aluminio Sustitución de articulación ortopédica, implante ortopédico de
soporte, revestimientos en implantes, implantes dentales
Óxido de zirconio Sustitución de articulación ortopédica, implantes dentales
Fosfato cálcico Revestimientos en implantes dentales y ortopédicos, materiales
para implantes dentales, materiales sustitutos en injertos óseos
Vidrios bioactivos Revestimientos en implantes dentales y ortopédicos, materiales
para implantes dentales, materiales sustitutos en injertos óseos,
componentes para reconstrucciones faciales, cemento óseo
Tabla 3. Cerámicos comúnmente usados en aplicaciones biomédicas
Bauer et al. (2013)
Materiales cerámicos (y composites).
Respecto a los materiales cerámicos y composites, y debido a su mal comportamiento para el
conformado en frío (muy bajas deformaciones), se descartan para la fabricación de una prótesis
en estos materiales. Además, los composites presentan anisotropía, lo que haría aún más difícil
el conformado en este material.
Como se ha dicho anteriormente, un material usado para fabricar implantes craneales es la
hidroxiapatita. Se trata de un cemento compuesto por fosfato de calcio, con muy buenas
propiedades en cuanto a integración ósea. Los implantes conseguidos con este cemento son
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
40
estables y no sufren variaciones en su volumen a medida que va transcurriendo el tiempo.
Además, no tienen respuestas inflamatorias en los pacientes.
Figura 15. Implante craneal de hidroxiapatita.
Eppley (2003)
1.6.2.3 Polímeros
Son materiales orgánicos que poseen largas cadenas con un gran número de pequeñas unidades
repetidas (monómeros), que están unidas por enlaces covalentes direccionales. Los polímeros
tienen un gran uso en aplicaciones biomédicas debido a la gama de propiedades físicas y
químicas posibles con este material.
Los polímeros pueden ser fácilmente fabricados con formas y estructuras complejas, y sus
propiedades superficiales se pueden mejorar de forma sencilla. Los polímeros usados para
implantes pueden ser tanto derivados de fuentes naturales, como las proteínas, o de fuentes
sintéticas.
Al usar polímeros en dispositivos biomédicos hay que tener en cuenta diferentes aspectos. Estos
materiales tienden fácilmente a absorber agua y biomoléculas de los alrededores, y esto puede
alterar la composición química de la superficie.
Además, los polímeros son materiales suaves (en comparación con metales y cerámicos) que
pueden estropearse por su uso mecánico. Para su procesado, normalmente se utilizan aditivos
como flexibilizadores, antioxidantes o estabilizadores. Por tanto, es necesario evitar cualquier
filtrado posible de estos compuestos dentro del organismo. La esterilización de los polímeros
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
41
acarrea algunas dificultades; por ejemplo, los procedimientos de esterilización pueden influir en
las propiedades químicas y mecánicas.
Hay muchos subgrupos de polímeros que pueden ser adecuados para ser utilizados en
determinados tejidos. A bajas tensiones, los elastómeros muestran la capacidad de soportar
grandes deformaciones y volver rápidamente a sus dimensiones iniciales; lo que es
recomendable por ejemplo en aplicaciones cardiovasculares donde la elasticidad del tejido es
una propiedad importante. Otra propiedad importante en muchos polímeros es la de absorber
agua y como resultado, un hidrogel puede ser usado para una gran variedad de aplicaciones de
tejidos suaves. En la siguiente tabla se proporcionan ejemplos de polímeros naturales y
sintéticos, y sus aplicaciones.
POLÍMERO APLICACIÓN
Sintéticos
Polietileno Implantes ortopédicos de articulaciones, jeringas
Polipropileno Válvulas de corazón, jeringas, suturas
Polydimethylsiloxane
(PDMS)
Implantes de pecho, lentes de contacto, sustituciones de
nudillos, válvulas de corazón, corazones artificiales
Tereftalato de polietileno Injertos vasculares, suturas, vasos sanguíneos
Polimetilmetacrilato
(PMMA)
Cemento óseo, lentes intraoculares de contacto, implantes
dentales
Polietilenglicol Apósito para las heridas, rellenos farmacéuticos
Poli-2-hidroxietil metacrilato Lentes de contacto, catéter
Politetrafluoroetileno
(PTFE)
Injertos vasculares, suturas
Polylactic-co-glycolic acid
(PLGA)
Suturas
Policaprolactona Suturas, dispositivos de reparto de medicamentos
Policloruro de vinilo (PVC) Bolsas de sangre, tubos para sangre
Poliisopreno Guantes
Naturales
Colágeno Matrices de reparación ortopédicas, matrices de reparación de
nervios, matrices de ingeniería de tejidos
Ácido hialurónico Matrices de reparación ortopédicas
Glycosaminoglycan Matrices de reparación ortopédicas
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
42
Elastina Matrices de reparación de la piel
Fibrina Productos hemostáticos, sellador de tejidos
Quitosano Apósitos para las heridas
Alginato Apósitos para las heridas
Tabla 4. Polímeros comúnmente usados en aplicaciones biomédicas.
Bauer et al. (2013)
Para que un implante sea satisfactorio, el material polimérico debe cumplir diferentes
requisitos. El requisito de biocompatibilidad incluye que el material sea aceptado por el tejido
circundante al implante sin reacciones tóxicas, inflamatorias o alérgicas. La estabilidad de los
polímeros es un criterio adicional que también debe ser satisfecho. El contenido de aditivos,
como antioxidantes o estabilizadores, debe ser tan bajo como sea posible. En los polímeros con
grado médico, solo se aceptan los que contienen aditivos que cumplen los requisitos médicos.
Además, es posible esterilizar materiales poliméricos para usarlos en implantes. Este no es un
requisito trivial porque muchos polímeros técnicos no tienen la estabilidad térmica para resistir
la autoclave y/o degradarse bajo la radiación gamma.
Materiales poliméricos
El uso de materiales poliméricos en el ámbito de la medicina es bastante amplio. Shastri (2003)
recoge en su artículo que a partir de polímeros han sido realizados:
- Revestimientos para dispositivos
- Dispositivos (como tubos)
- Implantes (tornillos, superficies articuladas en articulaciones artificiales)
- Catéteres y tubos de diálisis
- Injertos vasculares
- Membranas para oxigenación y desintoxicación
- Sistema para suministrar fármacos de forma inyectable
- Membrana y soportes/plataformas porosas para aplicaciones de regeneración de tejidos.
Un polímero que ha sido usado con el fin de crear un implante es el polimetilmetacrilato
(PMMA). Se trata de un polímero termoplástico que es impermeable, no biodegradable y no
tóxico cuando está totalmente polimerizado (mientras no lo esté, sí lo sería porque el monómero
por el que está formado es tóxico en estado líquido). En la siguiente imagen se puede ver un
implante realizado con este polímero.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
43
Figura 16. Implante craneal de PMMA.
Eppley (2003)
Se propone estudiar los recogidos en la tabla de Shastri (2003) y hacer una selección de la
misma, teniendo en cuenta también las deformaciones que pueden presentar dichos materiales a
la hora de ser conformados, así como las aplicaciones que puedan tener en medicina.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
44
Tabla 5. Estructura química, propiedades y aplicaciones para polímeros no degradables
en aplicaciones médicas.
Shastri (2003)
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
45
1.6.3 SPIF para materiales biocompatibles
En este apartado, se van a mostrar los diagramas límite de conformado para distintos materiales
biocompatibles, y se va a discutir si es posible o no aplicarlo para el caso de estudio, en caso
de que fuese un material polimérico.
Como ya se ha comentado, la mayoría de las prótesis médicas realizadas hasta hoy en día se
han fabricado en titanio. La siguiente gráfica recoge información referente a la curva de límite
de conformado y a la línea de fallo de conformado para el titanio, correspondiente a una lámina
de 0.7 mm de espesor. Esta gráfica se puede tomar como referencia para los posibles
biomateriales candidatos.
Figura 17. Curva FLC Titanio.
Rocha et al. (2011)
Observando las gráficas realizadas por Marques et al. (2012) donde aparecen las líneas de fallo
por conformado para algunos de estos polímeros, se ve que el PET (polietileno tereftalato)
presenta los valores de deformación más altos respecto a los otros polímeros (PA, PVC y PC).
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
46
Figura 18. Líneas de fractura del PC, PVC, PA y PET.
Marques et al. (2012)
Por tanto, parece un buen candidato para ser propuesto como material para el conformado de la
prótesis médica, debido a su carácter biocompatible y a su buena disposición para ser
conformado en frío.
En estas imágenes se representan los valores obtenidos experimentalmente para otros ensayos
en placas de PET con herramientas de radio 6 mm y placas de espesor 3 mm (primera gráfica) y
de radio 4 mm para espesor de placa de 2 mm en la segunda gráfica, usando un ángulo de
trazado inicial de 30 grados.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
47
Figura 19. Deformaciones experimentales obtenidas para PET a partir de preformas
cónica y piramidal.
Marques et al. (2012)
Figura 20. Deformaciones experimentales obtenidas para PET a partir de preforma
cónica.
Marques et al. (2012)
Aunque el PET sea el plástico que permite mayores deformaciones sin llegar a romperse, hay
que realizar una comparativa de las deformaciones de los demás plásticos que aparecen en la
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
48
gráfica. Así, se observa que la poliamida (PA) presenta también unas deformaciones elevadas
antes de la fractura. Por tanto, también podría ser usado para realizar el conformado de la
prótesis, ya que al igual que el PET, es biocompatible.
Si se toma como referencia las deformaciones alcanzadas para el titanio, se observa que la
curva del PVC es bastante similar a la del titanio. Además, este material también es
biocompatible, ya que ha sido usado en distintas aplicaciones, como se detalla en el siguiente
apartado.
Respecto al policarbonato, las deformaciones que permite antes de la fractura son algo menores
que las de los demás polímeros y la del titanio, por lo que no habría que descartarlo, pero la
biocompatibilidad de este material no está garantizada.
En uno de los artículos de Franzen et al. (2008), se publicaron los resultados experimentales del
SPIF en chapas de POM, PE, PA, PVC y PC. En la imagen se muestra el resultado del
conformado en frío para los materiales plásticos nombrados. Éstos han sido conformados con
forma hiperbólica hasta su fractura (que viene definida por los valores de deformación
indicados bajo la placa de cada material).
Figura 21. Máxima deformación en frío para placas de materiales plásticos.
Franzen et al. (2008)
Se vuelve a comprobar a raíz de las deformaciones anteriores que el polietileno es el que
alcanza valores mayores, mientras que la poliamida y el PVC presentan valores similares.
Respecto al POM (polioximetileno), se observa que no tiene buenas características, ya que se
deforma muy poco antes de presentar fallo. Pero por contra, no existe garantía de que este
material sea biocompatible (no se ha realizado el estudio de su biocompatibilidad aún; y sólo ha
sido usado para fabricar inhaladores, componentes de válvulas y colectores, o carcasas).
Hay otros parámetros que también varían durante el conformado en frío, como la densidad.
Fijándonos en esto, se observa que el PET presenta unas variaciones porcentuales muy
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
49
pequeñas en función del ángulo de trazado seleccionado, mientras que la densidad que más
varía es la del PVC.
Figura 22. Variación de densidad vs. Ángulo de cono para PA, PC, PET y PVC.
Marques et al. (2012)
1.6.4 Uniones de prótesis con el cuerpo humano
Para huesos y articulaciones en general, se usan como elementos de unión siliconas, acrílicos,
nylon, PUR, PP o UHMWPE. En particular, para articulaciones de los dedos, los materiales
más apropiados son las siliconas o el UHMWPE.
Para reemplazamientos totales de cadera o rodilla, se usan polímeros sintéticos para fabricar la
zona articulada, que también tiene una función de soportar la carga ejercida sobre la prótesis. El
polietileno puede ser usado para fabricar objetos con formas complejas como articulaciones.
En el ámbito de la cirugía craneal y maxilofacial, se utilizan unas placas de titanio con tornillos
de 1.5 mm o 2 mm; o bien solo se usan los tornillos.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
50
Figura 23. Vista virtual de unión mandibular.
Jones (2013)
Figura 24. Unión mandibular mediante placas y tornillos de titanio.
Martínez-Villalobos (2004)
En referencia al implante craneal realizado en Utretch (del que se habló en la introducción),
la unión de las dos placas se efectúa mediante unos cierres de titanio. En la siguiente
imagen se puede ver dicha unión.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
51
Figura 25. Unión de prótesis craneal mediante placas de titanio
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
52
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
53
2 Selección de material
A la vista de la propuesta de materiales hecha anteriormente, unos buenos candidatos para
fabricar la prótesis serían el polietileno, la poliamida, el PVC y el policarbonato, según las
características vistas.
Los materiales seleccionados han sido el policarbonato y el PVC, debido a que el GREP (Grupo
de Investigación en Ingeniería de Productos, Procesos y Producción) de la Universidad de
Girona ha colaborado cediendo tres probetas de dichos materiales (dos de policarbonato y una
de PVC) previamente conformados mediante SPIF para poder realizar los ensayos pertinentes,
que se describen más adelante.
2.1 Caracterización del material
En este apartado se van a describir los materiales elegidos, así como aspectos sobre su
biocompatibilidad.
2.1.1 Policloruro de vinilo (PVC).
Es la resina más usada en dispositivos médicos. Aproximadamente el 25% de todos los
productos plásticos médicos están fabricados en PVC, según la mayoría de estimaciones de
mercado.
Históricamente ha sido utilizado en tubos flexibles y contenedores como sustituto del vidrio y
el caucho natural. No es práctica normal usar el PVC en dispositivos ortopédicos con extensos
periodos de contacto con el cuerpo.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
54
Los principales factores que justifican su uso son la transparencia, flexibilidad, baja toxicidad,
estabilidad química, facilidad de fabricación, biocompatibilidad, y rentabilidad. Además, el
PVC puede ser usado en un amplio rango de temperaturas, tiene una fuerza y una tenacidad
excelentes. El PVC ha sido usado en aplicaciones médicas porque no se le han atribuido efectos
tóxicos en sus más de 50 años de uso. Además, el PVC es altamente biocompatible y
hemocompatible y por esta razón se usa en bolsas de sangre, entubados de catéter y otras
aplicaciones que entran en contacto con fluidos corporales y tejidos.
Las aplicaciones más importantes del PVC en el ámbito médico pueden ser divididas en
moldeados rígidos y flexibles para válvulas de retención, conectores, concentradores de agujas,
carcasas, cámaras de goteo, contenedores flexibles para sangre, fístulas, tubos endotraqueales,
conjuntos de extrusiones flexibles para toma y donación de sangre, equipos de diálisis, tanques
de oxígeno.
Este polímero puede ser complementado con aditivos, que consiguen mejorar algunas de sus
propiedades. Por ejemplo, cuando se cubre el PVC con heparina, su hemocompatibilidad se ve
incrementada significantemente. Además, dentro de los aditivos para el PVC, existen los
plastificantes, entre los que se encuentra el DEHP (di-2-ethyl.hexyl-phthalate). Éste reduce la
dureza y mejora la flexibilidad del polímero. Este plastificante se ha asociado a muchos efectos
adversos en animales de laboratorio. De todas formas, el PVC con este aditivo se puede usar
para muchos dispositivos, como bolsas de almacenamiento, tubos endotraqueales, catéteres, etc.
Por otro lado, esta modalidad es biocompatible.
El conformado mediante SPIF en el PVC está limitado por fractura y sin necking previo. En lo
referente a la apariencia del PVC al aplicar SPIF, se observa que la zona con más deformación
presenta un tono más claro. Esto es debido a que se va produciendo una reducción de densidad
de forma significante y progresiva.
2.1.2 Policarbonato (PC).
El policarbonato es un polímero popular desde el punto de vista ingenieril en el mercado de
dispositivos médicos, aunque no es el más usado. Se encuentra en el grupo de los plásticos
cuyo crecimiento está siendo mayor dentro del sector médico, y esto se debe principalmente a
su combinación tan favorable de coste (es más barato que plásticos como el PEEK y el PSU) y
de desempeño de su función.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
55
Este polímero no es el más usado para productos médicos; esta distinción corresponde al PVC,
PE PP y PS. Aún así, termoplásticos como el PC ofrecen niveles de calentamiento y resistencia
a la radiación que el PVC y otros plásticos médicos comúnmente utilizados no pueden
conseguir. Además, posee un amplio rango de propiedades físicas que le permiten reemplazar
vidrio o metales en muchos productos: es un polímero fuerte, rígido, duro (lo que ayuda a
prevenir el fallo del material), y transparente. Esta característica es clave para configuraciones
de diagnóstico en las que se requiere la visibilidad de tejidos, sangre u otros fluidos. Por otro
lado, la facilidad de esterilización del policarbonato proporciona a los diseñadores una mayor
libertad a la hora de desarrollar productos que no sean dependientes de un método de
esterilización en particular.
Este material se utiliza en la protección de los ojos, así como en otros tipos de visualización y
aplicaciones de iluminación que normalmente indican el uso de vidrio, pero requiere mucha
más alta resistencia de impacto. Algunas lentes que se han fabricado en policarbonato son las
de los faros de automóviles, gafas de sol, gafas de natación o de buceo, y gafas de seguridad o
viseras de cascos. También, el peso ligero del policarbonato ha llevado al desarrollo de
pantallas electrónicas que sustituyen a las de vidrio para su uso en dispositivos móviles y
portátiles.
En cuanto a las aplicaciones médicas, se usa para fabricar tubos de filtrado de sangre en
procesos de diálisis renal, para oxigenadores de sangre, reservorios y filtros de sangre en
cirugías cardiovasculares, o para tubos, infladores (usados para presurizar catéteres) o
conectores usados en líneas intravenosas fluidas.
El policarbonato se ha desarrollado para poder ser aplicado en el sector médico. Así, se han
desarrollado diferentes grados médicos con características especialmente adaptadas a las
necesidades requeridas, como por ejemplo los grados de radiación para que se produzca el
mínimo cambio de color, grados de alto calentamiento para un proceso en autoclave más
rápido, grados para moldeado libre de lubricante, y grados resistentes a los lípidos para terapias
basadas en lípidos.
2.2 Descripción del trabajo realizado.
La Universidad de Girona ha proporcionado tres probetas ya conformadas mediante SPIF al
departamento de Fabricación de la Escuela Técnica Superior de Ingeniería de la Universidad
de Sevilla:
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
56
- Probeta de policarbonato transparente
- Probeta de policarbonato
- Probeta de PVC
La probeta de policarbonato transparente ha sido pintada con pintura blanca de forma que
resulte más sencillo visualizar las deformaciones producidas en la misma con el programa
ARGUS®.
A partir de estas probetas, se ha realizado la captura y procesamiento de imágenes con
ARGUS® a fin de obtener y analizar los límites de conformado por SPIF, se han obtenido las
gráficas respectivas a deformaciones y se ha realizado el diagrama límite de conformado para
cada una de ellas. Además, se han determinado las deformaciones principales en fractura a
partir de la medida en la reducción del espesor por SPIF. Para esta actividad, se debe tener en
cuenta que la placa de policarbonato transparente tiene un espesor mayor del real, debido a la
capa de pintura blanca que lleva. Por tanto, esta pintura tiene que ser eliminada con disolvente
antes de la medición del espesor.
A continuación, se describen los aspectos teóricos y se explica el funcionamiento de las
herramientas utilizadas durante el desarrollo del trabajo.
2.2.1 Diagrama límite de conformado
Un diagrama límite de conformado representa los valores límites de deformación hasta los que
es capaz de deformarse cualquier chapa (ya sea metálica o polimérica) sin que se produzca la
fractura o una reducción excesiva del espesor debido a la estricción.
La conformabilidad de un material está relacionada con el estado de deformaciones (Marciniak,
2002). El estado de deformaciones es la combinación de las deformaciones principales: ε1, ε2 y
ε3. La suma de estas se asume igual a cero por la conservación de volumen. Solamente son
requeridas dos de ellas para especificar el estado de deformaciones.
Al realizar ensayos en estados diferentes de deformaciones o caminos se evidencia que el fallo
de la chapa ocurre siempre a niveles de deformaciones diferentes, creándose una curva de fallo
como la mostrada en la siguiente figura. En ella se ve que algunos caminos llegan antes a la
curva de estricción (necking). En el fallo por estricción existe un adelgazamiento localizado del
espesor de la chapa. Sin embargo, al tomar otros caminos se puede llegar a la curva de fractura
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
57
dúctil (fracture). El que aparezca uno u otro mecanismo de fallo dependerá del material en
estudio y del camino de deformaciones al que esté sometido el mismo.
Figura 26. Representación de los diferentes mecanismos de fallo
El diagrama anterior se conoce con el nombre de diagrama límite de conformado (Forming
limit diagram, FLD), desarrollado por Keeler (1965) y Goodwin (1968). Este consiste en una
gráfica que representa ε1 (deformación principal mayor) frente a ε2 (deformación principal
menor) y que muestra una línea denominada Curva Límite de Conformado (Forming limit
curve, FLC), que divide los estados de deformación entre aquellos que permiten el correcto
conformado de la chapa y los que producen el fallo. La FLC proporciona una medida simple de
la severidad del conformado.
2.2.2 Medición de deformaciones
2.2.2.1 Patrón de círculos
Este método consiste en imprimir (por grabado electroquímico sobre la superficie) en una placa
sin deformar de espesor t0, un patrón de círculos de diámetro conocido d0. Al deformarse la
chapa durante el proceso de conformado, los círculos se convierten en elipses y sus ejes
coinciden con las direcciones de las deformaciones principales. Estas deformaciones entonces
se calculan midiendo los valores de d1, d2 y t directamente o con aplicaciones ópticas de
medición que se describen más adelante.
Las deformaciones principales al final del proceso son:
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
58
0
3
0
22
0
11 lnln
t
t
d
d
d
d
Figura 27. Patrón de círculos antes y después de la deformación
Estos patrones regulares presentan la ventaja de que se pueden aplicar en el laboratorio, no
están limitados por el área de trabajo, y se pueden medir en el laboratorio después de haber sido
deformado el material en otro lugar. Una limitación que presentan es que dependen de una
cuadrícula perfecta. Por tanto, cualquier irregularidad en la red crea pequeños errores en el
resultado final. Una consecuencia es que la resolución es limitada, y pequeñas deformaciones
son por lo tanto difíciles de medir.
Este procedimiento proporciona las deformaciones mayor y menor en la superficie. La
deformación del espesor se puede obtener bien por medición directa del espesor, o a partir de
las deformaciones de la superficie usando el criterio de volumen constante del material. Sin
embargo, estas deformaciones son sólo las deformaciones principales solamente en ausencia de
cizalladura.
2.2.2.2 Sistema ARGUS®
ARGUS® es un sistema de medición óptico de deformación en 3D sin contacto (GOM, 2013)
que permite determinar los cambios en la forma de componentes de la chapa. Proporciona las
coordenadas 3D de la superficie del componente, así como la distribución de las deformaciones
principales en la superficie y la reducción del espesor del material. En el diagrama límite de
conformado, las deformaciones medidas se comparan con las características del material.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
59
ARGUS® apoya los procesos de optimización de conformado de chapa por medio de:
Detección rápida de áreas críticas de deformación.
Solución de problemas complejos de conformado.
Verificación de simulaciones numéricas.
Verificación de modelos de elementos finitos.
Creación de curvas de límite de conformado.
El principio de funcionamiento del sistema ARGUS® se basa en la fotogrametría. Este método
permite calcular una geometría tridimensional sobre la base de un conjunto de imágenes
bidimensionales. Debido a que ARGUS® trabaja en escalas de grises, las fotografías deben ser
en blanco y negro. La ubicación de los puntos espaciales de un objeto se determina mediante el
uso de una triangulación de haces de luz direccionales.
Para medir las deformaciones en la superficie del objeto se necesita una rejilla de puntos que
esté claramente visible en el objeto. La malla regular de puntos debe estar grabada en la chapa
sin deformar, tal y como se ve en la figura 27. Al conformar la chapa, la rejilla se deforma
juntamente con ella, y por tanto contiene la información necesaria de deformación (Figura 28).
El grabado de la rejilla de puntos es un proceso electroquímico, llamado marcado electrolítico.
Figura 28. Patrón de puntos
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
60
Figura 29. Chapa de PC ensayada hasta fractura en SPIF
El sistema ARGUS® tiene marcadores de código de barras circulares o puntos codificados
(Figura 29). Estos marcadores están colocados en la región de interés y son necesarios para el
cálculo de la posición de la cámara con respecto al objeto para cada imagen. La posición de la
cámara se determina con precisión por el centro de cada marcador, mientras que los segmentos
de círculo alrededor del centro permiten que el software asigne un identificador único para el
marcador.
Figura 30. Puntos codificados de referencia espacial.
Para poder calcular la deformación, el estado no deformado se compara con el estado
deformado (Figura 30). Por defecto, ARGUS® supone un patrón inicial exactamente regular,
que está en un plano y en que la distancia entre puntos es conocida. Esto se conoce etapa de
referencia virtual (virtual reference stage). El software es también capaz de analizar varios
estados de deformación estática (etapas) dentro de un proyecto en el que se puede ajustar cada
etapa de deformación como deformación de referencia en cualquier momento.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
61
Inicial
Deformado
Figura 31. Patrón de puntos antes y después de la deformación
Para permitir un completo campo de visión de las deformaciones, el programa cambia al modo
de rejilla (grid) o una superficie de cuadrícula que está formada por los centros de los puntos
reconocidos. Cada punto de intersección de las líneas de la cuadrícula representa un punto de
medición 3D. A partir de las coordenadas 3D de los puntos del objeto, se calculan los
resultados actuales de la conformación y grosor de la chapa teniendo en cuenta la geometría de
la pieza y los principios de la teoría de la elasticidad. Estos cálculos también pueden realizarse
para la línea central de la chapa en caso de que sea necesario aplicarlos a chapas de mayor
grosor y radios de menor tamaño.
Rejilla
Superficie
Figura 32. Modo de visualización
La conformabilidad se representa mediante colores en una malla 3D de hasta un millón de
puntos. Unas etiquetas ayudan a visualizar puntos concretos de la superficie de la pieza con sus
valores de medición correspondientes.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
62
Puntos identificados
Deformación mayor
Figura 33. Visualización de resultados
A partir de la conformabilidad pueden crearse diagramas de límite de conformado (FLD) en los
que curvas de límite de conformado importadas permiten la evaluación del comportamiento
durante el conformado del material.
2.2.3 Desarrollo Experimental.
Como ya se ha dicho previamente, el conformado de las probetas mediante SPIF fue realizado
en Girona. De esta forma, el trabajo en el taller comienza con la utilización del programa
ARGUS® para obtener las gráficas respectivas a deformaciones y el diagrama límite de
conformado para cada una de las probetas.
2.2.3.1 Captura de imágenes
La captura de imágenes se ha realizado con una cámara NIKON D300S (4288x2848 pixeles de
resolución) instalada en un trípode. Sobre un plato giratorio se ha montado la probeta y un
juego de escalas negro/blanco, tal y como se muestra en la Figura 33 para cada una de las
probetas estudiadas. Para el primer y segundo ángulo de la cámara se han tomado unas 20
fotografías con un intervalo de giro de 18º aproximadamente y unas 10 para la vista superior
con intervalos de giro del plato de 36º.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
63
Figura 34. Diferentes ángulos de cámara respecto a probeta de policarbonato
transparente
Figura 35. Diferentes ángulos de cámara respecto a probeta de policarbonato
Figura 36. Diferentes ángulos de cámara respecto a probeta de PVC
En todo momento, hay que prestar atención en que las escalas nunca se muevan con respecto a
la probeta mientras no haya acabado el proceso de toma de imágenes. Si esto sucediese, habría
que repetir todo el proceso de captura de imágenes.
2.2.3.2 Procesamiento de imágenes con ARGUS®
El procesamiento de las imágenes realizadas se lleva cabo con el sistema óptico ARGUS®.
Como ya se ha explicado, ARGUS®
reconoce los centros de las elipses que se han formado a
partir del patrón de círculos y su posición en el espacio, y genera una malla de puntos sobre la
superficie en el estado deformado de la probeta. Esta malla es una malla de puntos que forman
una superficie 3D, y debe cerrarse e interpolar las zonas que no hayan sido procesadas,
principalmente donde se ha dado el fallo.
Las mallas obtenidas para cada una de las probetas se muestran debajo. Como se puede
comprobar, la única que se ha conseguido cerrar entera es la de PC. En las otras dos hay
algunas zonas en las que no se ha podido crear el mallado.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
64
Figura 37. Mallado de probetas
2.2.3.3 Deformaciones principales en las probetas
Después de haber obtenido las imágenes y la malla de las tres probetas, ARGUS® permite
generar información sobre la superficie generada y las deformaciones asociadas a ella. Por
tanto, se pueden obtener los valores de la deformación mayor ( ) y la deformación menor ( )
en las zonas que sean de interés. En las siguientes imágenes aparecen las deformaciones
asociadas a las probetas; la imagen superior corresponde a la deformación principal mayor ( )
y la inferior a la deformación principal menor ( ).
Figura 38. Deformaciones en probeta de PC transparente
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
65
Figura 39. Deformaciones en probeta de PC
Figura 40. Deformaciones en probeta de PVC
Primero, se crean tres secciones en cada probeta, tal y como se muestra en las imágenes:
- Una primera sección en la esquina de la probeta, donde aparece estado biaxial de tensiones
(sección 1).
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
66
- Otra en la zona intermedia de la probeta, donde tiene comportamiento de deformación
plana (sección 3).
- Una última sección en una zona intermedia a las dos anteriores (sección 2).
Figura 41. Secciones en probeta de PC transparente
Figura 42. Secciones en probeta de PC
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
67
Figura 43. Secciones en probeta de PVC
Para estas secciones, se puede obtener información sobre las deformaciones y a lo largo
de los puntos que componen las secciones. ARGUS® permite exportar a formato de archivo de
texto (.txt) esta información, para que posteriormente estos datos puedan ser usados en Excel
para crear las gráficas que representan la evolución de las deformaciones principales para cada
una de las probetas.
La evolución de las deformaciones mayor y menor a lo largo de cada sección se presenta
en las siguientes figuras, donde la primera gráfica corresponde a y la segunda gráfica a :
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
68
Figura 44. Evolución de las deformaciones en probeta de PC transparente
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
69
Figura 45. Evolución de las deformaciones en probeta de PC
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
70
Figura 46. Evolución de las deformaciones en probeta de PVC
Como se puede comprobar en las figuras, el máximo valor de la deformación principal en el
plano de la chapa es 1=0.652 para el caso de PC transparente, 1=0.761 para el PC y 1=0.981
para el PVC.
Para cada una de las probetas objeto de estudio, se ha obtenido su diagrama límite de
conformado FLD con ARGUS®. En estos diagramas aparecen las tres secciones realizadas y se
diferencia claramente aquella correspondiente al estado biaxial de deformaciones (sección 1),
con una pendiente cercana a β=1, respecto a la asociada a deformación plana (sección 3), que
está en las proximidades del eje de ordenadas.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
71
Figura 47. FLD PC transparente
Figura 48. FLD PC
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
72
Figura 49. FLD PVC
Después de obtener dichos diagramas, se ha obtenido una gráfica en Excel en la que se
representa la evolución de las deformaciones principales para las diferentes secciones de cada
una de las probetas. Sobre esta representación, y tras la fractura de las probetas, se ha trazado la
FFL (Fracture Forming Line), que es la línea bajo la cual se garantiza que las deformaciones
alcanzadas durante el conformado de la placa no van a llevar a la fractura de la misma. La
forma de crear dicha línea se describe en el apartado siguiente.
2.2.3.4 Determinación de deformaciones en fractura por reducción del espesor
Como se explica en el artículo de Centeno et al, para encontrar los puntos que determinan una
FFL se debe medir la reducción del espesor tf en la zona de fractura de la probeta. La
deformación logarítmica se calcula tomando en cuenta su espesor inicial t0.
0
3 lnt
t f
f
Si se considera que la variación de la deformación menor después de la estricción es muy
próxima a cero, se estima que este valor es aproximadamente igual al que le corresponde en
fractura, es decir ε 2f ≈ ε 2n.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
73
Por conservación de volumen ε1 + ε2 + ε3 = 0 para cualquier estado de deformaciones, se
determina finalmente el valor de ε1f con la ecuación
fnf 321
Para determinar las deformaciones a fractura en las probetas, se ha realizado la fractura de las
mismas en el taller de mecanizado del departamento. Para ello, se ha seguido el siguiente
procedimiento:
- Se ha marcado la zona de corte en cada probeta, de forma que el corte se produzca en la
zona de grieta, y por la zona de deformación plana y por la zona de estado biaxial de
deformaciones.
- Se han cortado las probetas dando un primer corte con un disco de abrasivo y un segundo
corte para separar definitivamente los trozos con una sierra.
- Se ha quitado la rebaba resultante del corte, teniendo cuidado con no disminuir el espesor
de la probeta y falsear las medidas.
Al realizar el corte, la placa de PVC se cortó sin usar ningún fluido de corte, mientras que las
dos placas de policarbonato se han cortado usando aceite. Los fluidos de corte tienen como
funciones principales la refrigeración, la expulsión de la viruta y la lubricación de la pieza. En
estas imágenes se ilustra el proceso descrito de corte para las probetas.
Figura 50. Proceso de corte de probeta de PC transparente
Figura 51. Proceso de corte de probeta de PC
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
74
El resultado de las probetas después de ser cortadas se muestra en esta figura:
Figura 52. Probetas de PC transparente, PC y PVC cortadas
Se observa que en la probeta de PC transparente hay una zona con un color distinto al de la
pintura blanca con la que ha sido recubierta. Esta zona ha sido la que se ha limpiado con
disolvente para tener el espesor inicial real de la placa, espesor que debe ser utilizado para las
mediciones que permiten obtener la deformación ε3.
Tras haber cortado las probetas, se ha medido el espesor tf en la zona de fractura de la probeta,
tanto en la parte de fractura correspondiente a deformación plana como en la correspondiente al
estado biaxial. Para realizar estas mediciones, se ha usado el programa KAPPA® IMAGE
BASED SOFTWARE.
El programa KAPPA® IMAGE BASED SOFTWARE permite realizar medidas industriales
simples y realiza tarea de archivado de mediciones. Se trata de un software de gestión de
imágenes, que tiene diferentes módulos: módulos Control, Metreo y Noah. El módulo Metreo
se ocupa de las tareas de medición y etiquetado de las medidas realizadas. Al tener gran
cantidad de modos de medición, permite gran flexibilidad. Este módulo muestra los resultados
de medición de forma clara en forma de tabla, y estos resultados pueden ser exportados a Excel.
Debajo, se recogen las imágenes tomadas con dicho programa para medir el espesor, así como
los valores medidos en cada una de las zonas mencionadas y para cada probeta.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
75
Figura 53. Medidas espesor probeta PC transparente (KAPPA®)
Figura 54. Medidas espesor probeta PC (KAPPA®)
Figura 55. Medidas espesor probeta PVC (KAPPA®)
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
76
A partir de las medidas de espesor tomadas, se han tomado como medidas representativas el
espesor máximo y el mínimo medidos, y se ha realizado una media de ambos. Con este valor y
el valor inicial de espesor de cada probeta, se calcula ε3 tal y como se ha descrito arriba.
Después, a partir de los archivos de deformaciones ε1 y ε2 generados con ARGUS®
y de la
gráfica que muestra la evolución de las deformaciones, se toman dos valores de ε2 que sean
representativos en cada estado de deformaciones.
Teniendo ya los valores de ε3 y ε2, y aplicando conservación de volumen, se obtiene el valor de
la deformación principal mayor ε1 en cada estado de deformaciones y en cada probeta. En la
tabla se recogen todos los valores obtenidos.
tfmin tfmax tfmed ε3 ε2 ε1
BIAXIAL 0.5592 0.5790 0.5711 -0.7631 0.2980 0.4651
PC 0.5592 0.5790 0.5711 -0.7631 0.3290 0.4344
transparente D.P. 0.7130 0.7398 0.7264 -0.5226 -0.0127 0.5353
0.7130 0.7398 0.7264 -0.5226 -0.0176 0.5402
BIAXIAL 0.8289 0.8554 0.8367 -0.8714 0.3170 0.5545
PC 0.8289 0.8554 0.8367 -0.8714 0.2760 0.5951
D.P. 0.9350 0.9562 0.9431 -0.7517 -0.0100 0.7617
0.9350 0.9562 0.9431 -0.7517 -0.0078 0.7596
BIAXIAL 0.6587 0.6726 0.6672 -1.0898 0.257 0.8408
PVC 0.6587 0.6726 0.6672 -1.0898 0.25 0.8478
D.P. 0.8026 0.8158 0.8092 -0.9130 0.01 0.8949
0.8026 0.8158 0.8092 -0.9130 0 0.9049
Tabla 6. Valores de deformación experimentales
2.2.3.5 Resultados
Como resultado de estos datos, se representan las gráficas con la evolución de las
deformaciones principales en cada una de las secciones y la línea FFL para las tres probetas.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
77
Figura 56. Resultados experimentales para PC transparente
Figura 57. Resultados experimentales para PC
0,0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0,8
-0,4 -0,2 0,0 0,2 0,4
ε1
ε2
FLD PC transparente
Section 1
Section 2
Section 3
Valores fractura
Lineal (Valores fractura)
0,0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0,8
-0,4 -0,2 0,0 0,2 0,4
ε1
ε2
FLD PC
Section 1
Section 2
Section 3
Valores fractura
Lineal (Valores fractura)
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
78
Figura 58. Resultados experimentales para PVC
Como se observa en las gráficas anteriores, y como ya se comentó en el primer apartado del
Proyecto, el PVC admite unas deformaciones mayores que el policarbonato antes de llegar a la
rotura.
Pese a ello, se propone realizar la prótesis médica en una placa de policarbonato, debido a que
es el material del que se dispone. Entonces, y como se detalla en el siguiente bloque, hay que
realizar el conformado de una prótesis cuyo nivel de deformaciones garantice que queda por
debajo de la FFL calculada experimentalmente para dicho material, de forma que se tenga
seguridad a priori de que el material no va a fracturarse durante su conformado.
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
-0,6 -0,1 0,4
ε1
ε2
FLD PVC
Section 1
Section 2
Section 3
Valores fractura
Lineal (Valores fractura)
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
79
3 Diseño de la prótesis
En este apartado se va a describir el proceso de diseño de la prótesis médica, así como la
generación del programa para su correspondiente mecanizado en la máquina de control
numérico.
El diseño de la prótesis se realiza siguiendo el esquema de diseño y fabricación de un soporte
para tobillo propuesto por Jeswiet et al (Figura 11). Entonces, primero se debe realizar un
escáner 3D del cráneo para después construir una nube de puntos con los datos obtenidos que
permita desarrollar la superficie del dispositivo a fabricar. Después, hay que generar un
programa ISO que se envía a la máquina de control numérico, y ésta finalmente realiza la
operación de conformado incremental.
3.1 Escaneado 3D de la pieza.
Para comenzar el diseño de la prótesis, hay que realizar el escáner tridimensional del cráneo.
Esto se ha hecho con la colaboración del Departamento de Diseño de la Escuela Politécnica
Superior de Sevilla, con el escáner 3D del que disponen en sus instalaciones.
El equipo utilizado es un escáner 3D de la marca Roland® y de serie LPX, que permite el
digitalizado 3D de forma automática con solo pulsar un botón. Este escáner utiliza sensores
láser sin contacto para generar modelos precisos con una resolución de 0.2 mm, y combina la
óptica láser de precisión con el control de movimiento (rotativo o plano) dentro de una carcasa
rígida. Tras generar la superficie de la pieza, permite exportar estos datos en formato STL, PIX,
3DM o como nube de puntos.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
80
Figura 59. Escáner 3D utilizado
Para realizar el escaneado de la pieza, primero se recubre la superficie de interés con una laca,
de forma que se obtenga un mejor resultado en la operación, eliminando posibles errores de
medición. Después, se introduce el cráneo en el escáner y se fijan los parámetros necesarios
para proceder al escaneado. En las siguientes imágenes se ilustra el proceso descrito.
Figura 60. Recubrimiento con laca y escaneado 3D del cráneo
Con objeto de disminuir el tiempo de escaneado, se ajustan los planos en los que realizar la
operación, de forma que cubran solamente la zona ocupada por la pieza, eliminando así del
escaneado las zonas adyacentes a la pieza.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
81
Figura 61. Elección de tipo de escaneado, ajuste de planos y generación de superficie
Una vez que comienza la operación, se empiezan a generar las superficies de la pieza
progresivamente, hasta completar la pieza completa. Esta operación se lleva a cabo en unas tres
horas y media, y como resultado final se obtiene la superficie en un formato STL.
3.2 Modelado en CATIA.
Tras el escáner 3D del cráneo, se procede a generar la nube de puntos guardada como formato
STL con el programa CATIA®, de forma que se genere en dicho programa la superficie creada.
Para abrir el archivo STL generado, hay que acceder al módulo de mecanizado del programa, y
dentro de este, al submódulo STL Rapid Prototyping. Se importa el archivo STL, y se obtiene la
nube de puntos que conforma el cráneo. La superficie generada se presenta a continuación:
Figura 62. Vistas frontal y de perfil del cráneo
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
82
Figura 63. Vistas superior y posterior del cráneo
Figura 64. Vista lateral y vista del interior del cráneo
Sobre esta superficie, hay que seleccionar una zona para fabricar la prótesis. Esta zona debe
tener unas dimensiones máximas de 90x90 mm (ya que la placa donde se va a realizar el
conformado tienes unas dimensiones de 100x100 mm), y debe presentar unas deformaciones
tales que permitan el mecanizado de la prótesis sin llegar a la rotura del material. Como la
prótesis va a ser fabricada con policarbonato transparente, las deformaciones máximas
admisibles permitidas vienen dadas por la gráfica obtenida en el apartado 2.2.3.5 (Figura 49), y
hay que garantizar que las deformaciones de la zona a mecanizar estén por debajo de las
indicadas en la FFL para que no se produzca fractura en la placa durante el conformado.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
83
La zona sobre la que se va a fabricar la prótesis médica se genera haciendo un corte del cráneo
por un plano que cumpla los requisitos mencionados en el párrafo anterior. La parte
seleccionada se muestra en la siguiente imagen:
Figura 65. Superficie generada
3.3 Mecanizado de la pieza.
Una vez seleccionada la zona para realizar el conformado mediante SPIF, se realiza la
simulación de su mecanizado con el programa CATIA®.
Antes de comenzar, hay que diseñar la placa que se va a utilizar. Por tanto, en un archivo Part
(que se genera entrando en el módulo Mechanical Design/Part Design) se dibuja una placa con
dimensiones 100x100 mm y espesor 1.6 mm. Tras esto, y en el módulo Mechanical
Design/Assembly Design, se monta el utillaje sobre el que va colocada la placa de policarbonato
transparente, colocando también la placa, y se procede a generar el mecanizado de dicha
superficie.
Para el mecanizado de la prótesis, hay que pasar al módulo Machining/Prismatic Machining del
programa, que contiene las herramientas correspondientes al mecanizado en 3 ejes. El
mecanizado se va a hacer mediante una operación Z Level y seleccionando la herramienta con
las mismas características que la herramienta disponible en la máquina de control numérico que
está en el taller del Departamento.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
84
Una vez efectuado el mecanizado, se genera el código APT asociado al mecanizado usando el
comando Import APT (al que se puede acceder pulsando con el botón derecho sobre el
Manufacturing Program).
3.4 Postprocesado.
La máquina en la que se va a fabricar la prótesis es una máquina EMCOVMC-200, que permite
mecanizar piezas usando código ISO. Como el código que se obtiene con CATIA® es APT, hay
que transformarlo a código ISO.
Para conseguir esto, se utiliza un programa llamado Winpost®. Se trata de un post-procesador
diseñado para poder traducir programas de mecanizado en código APT a otros lenguajes de
programación, tales como ISO o ASCII.
Cuando el programa de mecanizado está transformado a código ISO, hay que tener en cuenta
otro aspecto referente a la máquina de control numérico: el tamaño de los programas que se
inserten en ella está limitado. Así, si el programa generado es mayor del tamaño que admite,
hay que generar subprogramas a los que el programa principal irá llamando; y de esta forma se
consigue disminuir el tamaño del código ISO.
Figura 66. Imagen de mecanizado de la zona seleccionada
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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Figura 67. Generación del código ISO
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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4 Fabricación de la prótesis y resultados
obtenidos
El siguiente paso tras simular el mecanizado de la prótesis en CATIA® y el correspondiente
post-procesado es llevar a cabo la fabricación de la prótesis. Como ya se ha dicho, esto se hace
en una placa de policarbonato transparente de espesor 1.6 mm. Esta placa se muestra en la
figura:
Figura 68. Probeta original de PC transparente
Partiendo de esta probeta, se fija al soporte mediante el sistema de sujeción, y se introduce en la
máquina de mecanizado para llevar a cabo la fabricación. En las siguientes imágenes se puede
ver dicha sujeción, así como la secuencia de mecanizado de la prótesis.
Figura 69. Sujeción y lubricación de probeta de policarbonato
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
88
Figura 70. Mecanizado de probeta
Tras haber fabricado la prótesis y haber obtenido el resultado que se muestra debajo, se procede
a estudiar las deformaciones alcanzadas en el conformado, así como a su comparación respecto
al diagrama obtenido para el policarbonato transparente (diagrama que se encuentra recogido en
el apartado 2.2.3.5).
Figura 71. Resultados obtenidos.
Figura 72. Resultados obtenidos. Superposición con cráneo
Como se puede comprobar en las imágenes anteriores, la zona del cráneo mecanizada encaja
perfectamente con el cráneo cuando ambas se superponen.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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El último tema a tratar son los resultados obtenidos respecto a deformaciones en la probeta
conformada. Así, para su estudio se sigue el mismo procedimiento que el correspondiente a la
obtención de las gráficas de deformaciones principales de las probetas de policarbonato y PVC
descritas en los apartados previos: captura de imágenes de la probeta, procesamiento de
imágenes con ARGUS®, y representación de deformaciones principales.
Antes de realizar la captura de imágenes, se rocía la prótesis con una laca blanca, de forma que
la superficie se transforme en una superficie opaca que cumpla la propiedad de tener patrón de
puntos negro sobre fondo blanco, para que el programa ARGUS® la pueda leer de forma
óptima.
4.1 Captura de imágenes
Se realiza del modo descrito en el apartado 2.2.3.1. Algunas imágenes referentes a este proceso
se recogen aquí.
Figura 73. Diferentes ángulos de cámara para prótesis craneal
4.2 Procesamiento de imágenes
Se lleva a cabo con el programa ARGUS®, y se obtiene así el mallado de la prótesis fabricada.
Figura 74. Mallado de la prótesis craneal
4.3 Deformaciones principales en probeta
A partir del mallado de la probeta, ARGUS® genera la información sobre la superficie creada y
las deformaciones asociadas a ella. En las siguientes imágenes aparecen las deformaciones
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
90
asociadas a la probeta; la imagen superior corresponde a la deformación principal mayor ( ) y
la inferior a la deformación principal menor ( ).
Figura 75. Deformaciones en la probeta
En este mallado y con objeto de poder obtener deformaciones a lo largo de diferentes zonas de
la probeta, se han realizado secciones en la misma, tal y como aparece en estas figuras:
Figura 76. Secciones de la probeta
Las deformaciones para cada sección vienen representadas en las siguientes gráficas, la primera
recoge la deformación principal mayor y la segunda la deformación principal menor.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
91
Figura 77. Evolución de las deformaciones en la probeta
En las figuras, se observa que el máximo valor de la deformación principal en el plano de la
chapa es 1=0.118. Además de estas gráficas, se ha obtenido también para la probeta el
diagrama límite de conformado FLD con ARGUS®. En el diagrama se ven las tres secciones
trazadas en la probeta.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
92
Figura 78. FLD probeta
Con los archivos obtenidos de las gráficas de deformaciones a lo largo de cada sección, se
realiza una gráfica en Excel en la que se representa la evolución de estas deformaciones
principales para las diferentes secciones.
Figura 79. FLD prótesis cráneo
0,00
0,02
0,04
0,06
0,08
0,10
0,12
-0,06 -0,01 0,04
ε1
ε2
FLD prótesis
Section 0
Section 1
Section 2
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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Si se superpone esta gráfica con la obtenida para la probeta de policarbonato transparente en el
apartado 2 del documento, se observa que existe una amplia zona en la que se podría conformar
de forma segura. Esto se traduce en que se podría haber escogido otra zona del cráneo para
mecanizar donde las deformaciones alcanzadas sean mayores, además de que se ha fabricado la
prótesis craneal del lado de la seguridad, y siempre de forma que el material se conformase sin
sufrir rotura.
Figura 80. Comparativa de FLDs de policarbonato para probeta inicial y prótesis
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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5 Conclusiones y desarrollos futuros
5.1 Conclusiones
En este trabajo, se ha realizado un estado del arte sobre trabajos científicos relacionados con
conformado incremental mono-punto aplicado a la fabricación de prótesis médicas y también
para biomateriales, y se ha indagado sobre qué tipos de polímeros pueden ser usados para
fabricar tales dispositivos, así como su biocompatibilidad.
Además, se ha hablado sobre aspectos que ya se conocían respecto al conformado incremental
mono-punto aplicado a tales polímeros, y se han hecho ensayos en el taller para los polímeros
seleccionados (PVC y PC). Éstos han servido para caracterizar el campo de deformaciones
hasta fractura de dichos polímeros, y para obtener los diagramas límite de conformado para
esos materiales. De estos materiales, se ha elegido aquel que tenía menor confomabilidad.
Por otro lado, se ha diseñado la prótesis mediante el escaneado 3D de un cráneo y la posterior
aplicación del programa CATIA® en su módulo de mecanizado, y se ha obtenido un código en
formato ISO admisible para la máquina de control numérico de la que se dispone.
Para finalizar el mismo, se ha fabricado la prótesis en la máquina de tres ejes que se encuentra
disponible en el taller, obteniéndose los resultados mostrados en el apartado anterior.
En vista de los resultados obtenidos, se comprueba que se ha elegido una sección del cráneo
para conformar que deja mucho margen de conformabilidad para poder fabricar la prótesis con
una geometría más compleja que implique mayores deformaciones dentro de una zona segura
de conformado, habiendo dejado ésta un margen de conformabilidad de 0.4 para la deformación
principal máxima ε1.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
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Este proyecto ha sido realizado en paralelo con uno similar en el que el diseño de la prótesis se
ha desarrollado una metodología completa para fabricar prótesis en SPIF a partir de unas
Tomografías Axiales Computarizadas (TACs), realizado por Borja González. La principal
diferencia existente entre ambos es que la imagen obtenida mediante la TAC consta de un
conjunto de secciones reales del cráneo de una persona, que se van apilando de forma que
generan el patrón deseado.
Con ambos se ha podido probar que es posible fabricar una prótesis a partir de un diseño
realista y del correspondiente programa de fabricación CAD/CAM asociado.
5.2 Desarrollos futuros
Sobre la prótesis obtenida, hay que estudiar ciertos aspectos, teniendo como el más primordial
la recuperación elástica obtenida en el material, para poder determinar la precisión obtenida en
dicha fabricación y así ser capaces de asegurar o no su correcta adaptación dentro del paciente,
de forma que encaje perfectamente y no vaya a crear ningún tipo de problemas por ajuste.
Por otro lado, sería conveniente ahondar un poco más en la investigación relativa al
conformado incremental mono-punto de materiales poliméricos biocompatibles, de forma que
sea pronto factible fabricar una prótesis tal que presente las propiedades adecuadas para ser
implantada en algún paciente.
Aplicación de conformado incremental mono-punto al diseño de una prótesis médica individualizada
97
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http://www.dgcs.unam.mx/boletin/bdboletin/2013_607.html
Información sobre el policarbonato:
http://www.plastemart.com/upload/Literature/Polycarbonate.asp
Información sobre el escáner utilizado:
http://www.roland.com.ar/escaner_lpx.html
Información sobre programa KAPPA®:
http://www.kappa.de/en/technology/software/kappa%20imagebase
Recommended