Aplicación del conformado incremental mono-punto al …bibing.us.es/proyectos/abreproy/60217/fichero/PFC+-+BLANCA... · A partir de una serie de ensayos de SPIF sobre materiales

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


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.


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.


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.


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.


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.


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.


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.


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.


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


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.


30

Figura 10. Aplicaciones SPIF en industria automotriz.


- 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.


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


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:


32

Figura 12. Diseño y fabricación de soporte para tobillo.


- 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.


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


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


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


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


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


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.


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


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


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


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.


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.


44

Tabla 5. Estructura química, propiedades y aplicaciones para polímeros no degradables

en aplicaciones médicas.

Shastri (2003)


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).


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.


47

Figura 19. Deformaciones experimentales obtenidas para PET a partir de preformas

cónica y piramidal.


Figura 20. Deformaciones experimentales obtenidas para PET a partir de preforma

cónica.


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


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


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.


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.


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.


51

Figura 25. Unión de prótesis craneal mediante placas de titanio


52


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.


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.


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:


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


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:


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.


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


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.


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.


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.


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.


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


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).


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


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 :


68

Figura 44. Evolución de las deformaciones en probeta de PC transparente


69

Figura 45. Evolución de las deformaciones en probeta de PC


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.


71

Figura 47. FLD PC transparente

Figura 48. FLD PC


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.


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


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.


75

Figura 53. Medidas espesor probeta PC transparente (KAPPA®)

Figura 54. Medidas espesor probeta PC (KAPPA®)

Figura 55. Medidas espesor probeta PVC (KAPPA®)


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.


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



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



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.


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.


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


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.


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.


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


85

Figura 67. Generación del código ISO


86


87

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


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.


89

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


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.


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.


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


93

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


94


95

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.


96

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.


97

6 Bibliografía

Araújo, Teixeira, Silva, Reis & Martins, 2013. Single Point Incremental Forming of a medical

implant. Key Engineering Materials Vols. 554-557, pp. 1388-1393

Bauer, Schmuki, Von der Mark, Park, 2013. Engineering biocompatible implant surfaces. Part

I: Materials and surfaces. Progress in Materials Science, pp. 261-326

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Vallellano. Análisis de los procesos de conformado de chapa. Apuntes de cátedra.

Vallellano, Erce & García-Lomas, 2005. Predicción del fallo en el conformado plástico de

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Ying, 2013. Fundamental studies on the incremental sheet forming of titanium. Bachelor

individual Project.


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7 Bibliografía adicional

Boletín UNAM-DGCS-607. Ciudad Universitaria.

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

http://www.dgcs.unam.mx/boletin/bdboletin/2013_607.html

http://www.plastemart.com/upload/Literature/Polycarbonate.asp

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http://www.kappa.de/en/technology/software/kappa%20imagebase

Documents

Aplicación del conformado incremental mono-punto al …bibing.us.es/proyectos/abreproy/60217/fichero/PFC+-+BLANCA... · A partir de una serie de ensayos de SPIF sobre materiales