modelo hiperel astico polinomial del conjunto de grasa y tejido glandular...
TRANSCRIPT
Universidad de Sevilla
Escuela Tecnica Superior de Ingenierıa
Master en Diseno Avanzado en Ingenierıa Mecanica
Modelo hiperelastico polinomialdel conjunto de grasa y tejido
glandular en la mama femenina
Jose Luis Calvo Gallego
Director: Dr. Javier Martınez-Reina
Sevilla - 15 de octubre de 2012
Indice general
Indice general 1
1. Introduccion 3
1.1. Reconstruccion mamaria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3
1.2. Antecedentes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8
1.3. Metodologıa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10
1.4. Caracterizacion de los tejidos que conforman la mama . . . . . . . . . . . . . 11
1.5. Objetivos del proyecto fin de master . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14
2. Comportamiento mecanico de tejidos blandos 15
2.1. Medios Continuos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
2.1.1. Cinematica del solido deformable . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
2.1.2. Tensores de tension . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
2.1.3. Leyes de conservacion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
2.2. Hiperelasticidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30
2.2.1. Hiperelasticidad incompresible . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33
2.2.2. Hiperelasticidad compresible . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34
2.2.3. Modelos hiperelasticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36
2.2.4. Tensores de elasticidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43
2.3. Estado del arte de los modelos de comportamiento de los tejidos graso y
glandular mamarios . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45
2.3.1. Ensayo experimental . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49
3. Modelo y calculo numerico 53
3.1. Modelo de elementos finitos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54
1
2 INDICE GENERAL
3.2. Cargas y condiciones de contorno . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59
3.2.1. Desplazamientos restrigidos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59
3.2.2. Desplazamientos impuestos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60
3.3. Ajuste por mınimos cuadrados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62
4. Resultados 67
4.1. Compresion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67
4.2. Traccion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 71
4.3. Intercambio de las constantes entre compresion y traccion . . . . . . . . . . . 75
4.4. Compresion y Traccion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 76
4.5. Cortante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81
4.6. Compresion, traccion y cortante . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86
5. Conclusiones y trabajos futuros 95
5.1. Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95
5.2. Trabajos futuros . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96
Bibliografıa 99
Capıtulo 1
Introduccion
Para comprender la motivacion de este trabajo, es necesario decir que forma parte de
otro proyecto mayor, denominado “Modelado numerico de un proceso de reconstruccion
mamaria”, el cual se introduce a continuacion, para estar en disposicion de entender el
contexto en que se encuadra el estudio que se desarrollara a lo largo de estas paginas. Ası,
en primer lugar se explica brevemente en que consiste el proyecto global y los objetivos
que pretende alcanzar, sus antecedentes y la metodologıa a seguir. Posteriormente en esta
introduccion se establece la relacion entre el proyecto global y este trabajo fin de master, para
despues terminar particularizando los objetivos que persigue este ultimo,de gran utilidad
para la consecucion de la meta final.
1.1. Reconstruccion mamaria
La reconstruccion de la mama tras su extirpacion por cancer de mama u otra enfermedad
constituye una parte esencial del tratamiento y rehabilitacion de las pacientes. Actualmente
constituye una practica habitual, ya que puede proporcionar un gran beneficio fısico y, sobre
todo, psicologico a la paciente mastectomizada. Sin embargo, la mayorıa de los cirujanos
realizan este tipo de reconstrucciones en base a sus conocimientos empıricos, dadas las
limitaciones de los protocolos de que disponen.
En los ultimos anos se han producido avances importantes en el uso de tecnicas de
realidad virtual para la planificacion de operaciones quirurgicas [9], y concretamente para
la planificacion de intervenciones de reconstruccion mamaria, obteniendose resultados muy
3
4 Introduccion
satisfactorios [7]. En esa lınea, el Hospital Universitario Virgen del Rocıo (HUVR) lleva varios
anos (desde el ano 2005) desarrollando una herramienta de realidad virtual, denominada
VirSSPA (Virtual Servicio Sanitario Publico Andaluz), para la planificacion y optimizacion
de intervenciones quirurgicas [10,11]. Dicha herramienta, aunque esta en fase de desarrollo,
esta dando muy buenos resultados en la planificacion de diversos tipos de operaciones, entre
las que cabe destacar la de trasplante de tejido facial realizada en enero de 2011. Entre
los tipos de intervenciones que se pretenden simular estan las de reconstruccion mamaria a
pacientes mastectomizadas mediante trasplante de tejido del propio paciente. En esa lınea,
ya han comenzado a analizar imagenes de las zonas de extraccion e implantacion obtenidas
con TACs para la planificacion de las intervenciones [10]. Un paso importante y necesario
en el uso de las tecnicas de realidad virtual en la planificacion de las intervenciones es la
inclusion de las caracterısticas de flexibilidad de los tejidos, con objeto de poder planificar la
forma y volumen de tejido a extraer para conseguir la forma simetrica de la mama sana. Por
ello, el objetivo del proyecto, en el cual se engloba este trabajo, consiste en el estudio de las
posibilidades de la planificacion prequirurgica en reconstruccion mamaria con la herramienta
de realidad virtual VirSSPA y el diseno de un procedimiento basado en analisis mediante
elementos finitos (EF) para predecir el comportamiento de los tejidos previa y posteriormente
a la implantacion y obtener los mejores resultados funcionales y esteticos en las pacientes,
con la menor morbilidad y en el menor tiempo quirurgico posible.
En lıneas generales pueden distinguirse dos tipos de reconstruccion. En un caso, tras la
mastectomıa se comienza un proceso de aumento del volumen de la zona de la mama median-
te la colocacion de una protesis de volumen variable, que va aumentandose progresivamente,
hasta que alcanza la dimension suficiente para colocar un implante. Posteriormente, se le
da forma a la mama y se reconstruye el pezon. En el otro tipo, que es el que interesa en
este proyecto, se realiza un trasplante de tejidos desde el costado, el abdomen u otras zonas
del cuerpo y se implanta en la zona de la mama [5, 13]. La geometrıa del trozo de tejido
trasplantado debe ser tal que permita generar una forma lo mas parecida posible a la de
la mama deseada. Posteriormente se retoca la geometrıa y se reconstruye el pezon. En es-
te segundo caso, la consecucion o no de la forma deseada depende en gran medida de la
geometrıa del trozo de tejido trasplantado. Para decidir sobre dicha geometrıa no basta con
definir el desarrollo de la superficie de la mama a obtener; es fundamental ser capaces de
predecir las diferencias de deformacion que se produciran en el tejido como resultado de
1.1 Reconstruccion mamaria 5
haberlo cambiado de posicion y la diferencia de tensiones a las que esta sometido en cada
ubicacion. Ademas, deben conocerse las deformaciones que se produciran en el conjunto
mama-tejidos circundantes como consecuencia de su interaccion.
De acuerdo con lo anterior, para definir el desarrollo de superficie a cortar en la zona de
origen, de forma que una vez implantado genere un volumen igual al de la mama deseada,
hace falta conocer el comportamiento mecanico del tejido, tanto en el lugar de origen como
en el de destino, y sometido a las fuerzas e interacciones correspondientes en cada caso. El
proceso a seguir para ello podrıa definirse de forma simplista como se indica a continuacion.
Representacion del tejido implantado en la mama con la forma deseada y sometido a
las tensiones producidas por la gravedad, posibles protesis colocadas en su interior e
interaccion con los tejidos circundantes (figura 1.1).
Figura 1.1: Tejido implantado en la mama.
Corte del tejido por la zona en que se realizaran las costuras al implantarlo (figura
1.2).
Figura 1.2: Corte del tejido.
Eliminacion de las tensiones a las que estaba previamente sometido, dejando el tejido
totalmente libre de tensiones. (figura 1.3).
6 Introduccion
Figura 1.3: Liberacion de tensiones.
Colocacion del tejido desarrollado en la zona de origen y aplicacion de las tensiones a
que lo someten el nuevo entorno (figura 1.4).
Determinacion de la nueva forma del desarrollo de tejido una vez sometido a las ten-
siones indicadas (figura 1.4).
Figura 1.4: Determinacion de la nueva forma.
Dicha geometrıa sera la forma del desarrollo de tejido a cortar de la zona de origen. Para
poder desarrollar todo el proceso anteriormente indicado es necesario resolver un numero
importante de problemas, algunos de los cuales se plantean en el proyecto propuesto. Entre
ellos, cabe mencionar algunos, como son:
Determinacion de las propiedades mecanicas de los diferentes tejidos implicados en el
problema tanto biologicos como los de las protesis. Comprobacion y comparacion con
datos de la bibliografıa.
Definicion de determinadas propiedades biomecanicas de los tejidos a partir de image-
nes obtenidas en TACs. Para poder reconstruir el modelo de la geometrıa del paciente
es necesario identificar la densidad de cada tejido en los TACs con la de los materiales
ensayados en el laboratorio para ası poder asignar propiedades del material lo mas
realistas posibles al modelo.
Desarrollo de modelos numericos de la mama o del vientre a partir de la geometrıa
1.1 Reconstruccion mamaria 7
obtenida mediante alguno de los procedimientos posibles, ya sean TACs, resonancia
magnetica o fotogrametrıa tridimensional.
Definicion de las solicitaciones e interacciones a que estan sometidos los tejidos en
las diferentes ubicaciones, incluyendo el efecto de posibles implantes colocados en la
mama.
Desarrollo de modelos de comportamiento de los tejidos a partir de los ensayos mecani-
cos realizados y resultados obtenidos de la bibliografıa. Dichos modelos deben tener en
cuenta tanto las caracterısticas no lineales de los tejidos implicados como la evolucion
de las mismas con el tiempo.
Definicion de las propiedades de las conexiones entre tejidos y el efecto de los tejidos
adyacentes.
Definicion de un modelo completo de comportamiento biomecanico de la zona de ex-
traccion del tejido y de la mama, en los que se incluira la geometrıa, propiedades
biomecanicas de los tejidos y comportamiento de los mismos, ası como las solicitacio-
nes a que estaran sometidos.
El objetivo final a conseguir a medio plazo puede definirse como el desarrollo de un
software de realidad virtual que permita planificar las operaciones de reconstruccion mamaria
mediante el injerto de tejidos e implantes artificiales, reproduciendo virtualmente el proceso
de reconstruccion. El trabajo que aquı se expone alcanza un objetivo parcial necesario para
conseguir el objetivo final antes citado. La consecucion de dicho objetivo requiere el desarrollo
de un software especıfico que realice diversas tareas, entre las que cabe destacar la obtencion
de la geometrıa de la mama a partir de imagenes de TACs, resonancia magnetica (MRI) o
fotogrametrıa, la planificacion de la geometrıa de tejido a extraer del vientre para su injerto
en la mama o la determinacion de la forma final de la mama, despues del injerto del nuevo
tejido y la colocacion del implante artificial correspondiente.
Las herramientas existentes hasta ahora en el mercado permiten, a partir de imagenes
del paciente, reconstruir la imagen deseada de la mama afectada. Actualmente, este tipo
de reconstrucciones son realizadas por el cirujano en base a sus conocimientos empıricos.
No tiene en cuenta las propiedades de los distintos materiales que componen la mama o las
cargas a las que esta sometida. Por ello, el desarrollo de un modelo numerico que permita
8 Introduccion
simular el proceso de reconstruccion mamaria para cada paciente constituye un reto de
enorme interes clınico y el objetivo del proyecto global.
1.2. Antecedentes
El estudio de la mecanica del comportamiento de los tejidos vivos es de gran actuali-
dad y recibe una atencion por parte de la comunidad cientıfica internacional cada vez mas
importante. Son muchos los grupos de investigacion en ciencias e ingenierıa que estan vol-
viendo sus miras hacia la Bioingenierıa, aprovechando su experiencia en otros campos de la
ciencia para aplicarlos al estudio de los sistemas biologicos en general y del cuerpo humano
en particular. Esta creciente atencion a la Bioingenierıa es algo logico, ya que la ciencia debe
responder a los problemas a los que se enfrenta el hombre y uno de los mas importantes es
la salud. Desde el punto de vista de un ingeniero, el cuerpo humano se puede ver como una
maquina en la que su correcto funcionamiento esta ıntimamente ligado al estado de salud.
Aunque puede parecer que la Medicina y la Biologıa son las disciplinas mas adecuadas para
abordar el problema, hay diversos aspectos de los procesos biologicos que requieren de la
participacion de otras disciplinas como la Dinamica de Sistemas Multicuerpo, la teorıa de los
Medios Continuos, la Mecanica de Fluidos, la Electrotecnia, etc. Los Metodos Computacio-
nales son tambien muy utiles para su aplicacion al analisis y modelado de cualquier sistema
biologico. Es aquı donde entra en juego el papel del ingeniero u otros cientıficos. La investi-
gacion en Bioingenierıa es, por tanto, claramente multidisciplinar y requiere ineludiblemente
de la colaboracion entre grupos cuyas lıneas de investigacion se cruzan continuamente.
Dentro de la Bioingenierıa, la Biomecanica fue una de las primeras disciplinas en desarro-
llarse. Ya durante la decada de los 70, varios investigadores que trabajaban en biomecanica
comenzaron a interesarse en la caracterizacion de las propiedades mecanicas de los teji-
dos blandos, buscando ecuaciones constitutivas fenomenologicas para su comportamiento
mecanico. Los primeros trabajos se centraron en tejidos como los tendones, ligamentos o
arterias [8]. Sin embargo hoy en dıa, con el desarrollo de los ordenadores, se puede encon-
trar una amplia variedad de modelos constitutivos de un gran numero de tejidos blandos
(cerebro, hıgado, corazon, etc).
Un claro ejemplo de tejido blando es la mama ya que soporta deformaciones de hasta el
60 % [3]. En el campo de la reconstruccion mamaria, se han desarrollado una gran cantidad
de modelos biomecanicos de la mama para analizar su comportamiento en diversas situacio-
1.2 Antecedentes 9
nes. Samani et al. [27,28] simularon con un modelo de EF, el comportamiento frente a cargas
del pecho femenino con dos enfoques distintos. En primer lugar, consideraron un comporta-
miento elastico lineal de los tejidos y simularon deformaciones del 50 % en el pecho [27]. Por
otro lado, implementaron un modelo hiperelastico para caracterizar el comportamiento del
material [28], basado en las medidas de Wellman [37]. Ruiter et al. [25] simularon, asumien-
do un comportamiento elastico lineal de los tejidos, deformaciones similares a las obtenidas
clınicamente con mamografıas realizadas con rayos X. Por otro lado, Azar et al. [1, 2] tam-
bien usaron los parametros de Wellman para caracterizar el comportamiento del material
en sus simulaciones de EF.
A pesar de que existen numerosos estudios computacionales que caracterizan el com-
portamiento de la mama y lo simulan en diversas situaciones aun quedan muchos aspectos
por estudiar, mejorar y desarrollar desde el punto de vista numerico. Estos aspectos cabe
dividirlos en 2 partes: los relativos a la mejora de los modelos constitutivos ya desarrollados
y los que involucran la generacion de los modelos de elementos finitos de la mama sana y
con protesis.
En relacion a los modelos constitutivos, existe una gran variedad de aproximaciones para
los distintos componentes de la mama. Se trata de un tejido compuesto principalmente de
piel, grasa y glandula, con unas propiedades mecanicas que varıan segun factores geneticos
y edad [22]. Las propiedades mecanicas de los tejidos fibroglandulares y grasos se establecen
generalmente a partir de experimentos de indentacion ex vivo [16,32,37]. En estos trabajos se
demuestra que el tejido fibroglandular es mas rıgido que el tejido graso. En la mayorıa de los
estudios computacionales se hace uso de funciones de energıa de deformacion polinomiales o
exponenciales que se ajustan a estos datos experimentales [2,20,21,24,33]. En otros estudios,
por el contrario, se considera un comportamiento elastico lineal de los tejidos [27]. Ruiter et
al. [25] compararon estas leyes constitutivas y concluyeron que los modelos Neo-Hookeanos y
exponenciales son buenas aproximaciones mientras que el comportamiento elastico lineal no
proporciona resultados fiables. Con respecto a la piel, se trata de un tejido que presenta un
comportamiento mecanico no lineal, viscoelastico y con tensiones residuales [35]. Reishner et
al. [23] examinaron el comportamiento bidimensional mecanico de muestras humanas de la
piel obtenidas de distintos sitios anatomicos, y demostraron que la piel presentaba distintos
grados de anisotropıa segun la region del cuerpo. Sin embargo, a pesar de su anisotropıa,
algunos estudios numericos han aproximado su comportamiento con modelos hiperelasticos
10 Introduccion
isotropos [1,6]. Otros trabajos, por el contrario, la consideraron como elastica lineal e isotropa
para tensiones inferiores al 50 % [28]. Por lo tanto, dada la gran variedad de parametros y
modelos, es fundamental caracterizar el comportamiento de los distintos componentes de la
mama para ası poder hacer uso de leyes constitutivas lo mas realistas posibles.
En relacion a la generacion de los modelos, hoy en dıa algunas de las aplicaciones de los
elementos finitos ya desarrolladas incluyen la guıa de la biopsia clınica [1], el modelado de
compresiones similares a las generadas en las mamografıas con rayos X [20,28], la validacion
de algoritmos de registro no rıgidos [33], la elastografıa [21] y el comportamiento de mamas
sanas en diferentes posturas [6]. Sin embargo, existen pocos estudios numericos que definan
la geometrıa de tejido a extraer para obtener la geometrıa de mama deseada, despues de la
implantacion del tejido y la colocacion de la protesis correspondiente. En concreto, Huang
et al. [15] desarrollaron una cirugıa plastica virtual de reconstruccion de pecho a traves
del desarrollo previo de la mama sana del paciente. Proponen un metodo sencillo pero
muy simplista de masa-muelle para transformar la superficie curva de la mama sana en
una superficie plana; modelo que es mejorable incorporando modelos mas realistas para los
tejidos blandos. En esta lınea se plantean los objetivos de este proyecto.
1.3. Metodologıa
1. Revision bibliografica. Se centrara en la busqueda de datos experimentales ya exis-
tentes de las propiedades mecanicas de los tejidos de la mama y el vientre, y al estudio
de los modelos constitutivos existentes para caracterizarlos y de los metodos de ensayo
existentes.
2. Determinacion de las propiedades biomecanicas de los tejidos que inter-
vienen en el proceso. Ademas de las propiedades que se puedan obtener de la bi-
bliografıa, se realizaran experimentos para determinar las propiedades de tejidos tales
como la piel, grasa, musculo y tejido glandular de la mama.
3. Realizacion de un modelo de mama sana. Aunque en la reconstruccion no hay
que modelar una mama sana, el primer paso para el modelado de la mama reconstruida
sera la confeccion de un modelo lo mas completo posible de la mama sana. La validacion
del modelo de mama sana permitira saber la calidad de los modelos constitutivos de
tejidos empleados, ademas de la capacidad del modelo para representar las interfases
1.4 Caracterizacion de los tejidos que conforman la mama 11
entre tejidos y las condiciones de contorno.
4. Realizacion de un modelo de la zona de extraccion de los tejidos a implantar.
Esta fase sera muy similar a la comentada en el punto 4, con las particularidades
producidas por ser diferente tanto la geometrıa como las propiedades de los tejidos, la
combinacion de los mismos y las condiciones de contorno.
5. Realizacion de modelo de mama implantada. Reproduccion de al menos un caso
real de reconstruccion realizada, para comprobar el comportamiento del modelo. Se
modelara con la geometrıa real resultante y las propiedades estimadas de los tejidos
de la zona de donde se ha extraıdo el injerto, los tejidos propios que mantenga la zona
de la mama y los circundantes.
6. Determinacion de la geometrıa del injerto a extraer. Esta fase consiste en la
determinacion del desarrollo del area de tejido a extraer, para que una vez implan-
tado en la mama adquiera la forma deseada. Para ello se hara uso de los modelos
desarrollados previamente.
7. Validacion y pilotaje del metodo propuesto. Esta fase se iniciara en el momento
en que comiencen a obtenerse resultados de modelos que sean contrastables con los
reales y se ira desarrollando a lo largo de todo el proyecto.
1.4. Caracterizacion de los tejidos que conforman la ma-
ma
Los organos del cuerpo humano estan compuestos, por lo general, por distintos tipos de
tejidos, cada uno de los cuales cumple una determinada funcion en dicho organo. Desde un
punto de vista mecanico, se podrıa decir que estan formados por una mezcla de materiales,
que en muchos casos pueden tener propiedades muy diferentes y que se encuentran distribui-
dos de una cierta forma en el organo en cuestion. La complejidad estriba, en primer lugar, en
el casi desconocimiento de las propiedades mecanicas de los tejidos vivos, mas particularmen-
te de los tejidos blandos, y en segundo lugar, en que la distribucion de los mismos no suele
estar perfectamente definida, es decir, que en la mayorıa de las ocasiones se entremezclan
entre ellos quedando sus lımites bastante difuminados. Ademas, hay que tener en cuenta el
12 Introduccion
hecho de que tanto la proporcion de cada uno de los tejidos como su localizacion dentro del
organo suele depender en gran medida de factores como la edad, complexion, genetica, sexo,
etc, lo que dificulta la realizacion de un modelo que tenga validez “universal”para cualquier
sujeto.
Este trabajo en concreto se centra en un organo, la mama femenina. En una mujer adulta
esta compuesta principalmente por grasa,el sistema glandular mamario, piel y ligamentos.
Las proporciones de cada uno de estos tejidos no es igual en todas los mujeres, si no que
varıa mucho de un sujeto a otro.
La envoltura adiposa de la mama consiste en abundante tejido adiposo que se encuen-
tra por debajo de la piel de la region mamaria, la envuelve y le sirve de proteccion.
Consituye un porcentaje importante del volumen total del organo, si bien es cierto que
entre dos mujeres diferentes pueden existir grandes diferencias. De forma generica, el
tejido adiposo es un tipo de tejido conectivo (o conjuntivo) encargado de almacenar
la grasa del organismo. Es una importante reserva energetica y un almohadillado pro-
tector de los organos internos. Esta integrado por celulas repletas de trigliceridos, los
adipocitos, con un rico lecho vascular.
La glandula mamaria consiste en un sistema glandular lobulado que produce una
secrecion lactea despues del parto y, mediante una serie de canalıculos, la transporta
al exterior. La glandula mamaria se divide en multiples lobulillos que constituyen sus
unidades funcionales. Estos lobulos glandulares se comunican con el exterior a traves
del pezon mediante los conductos galactoforos. Este tejido tambien supone un volumen
considerable de la mama. La glandula mamaria pertenece al grupo de las glandulas
apocrinas, en las que los productos de secrecion se acumulan en el interior de las celulas
hasta que la membrana celular se abre y libera la secrecion, volviendo luego a cerrarse.
Son glandulas exocrinas compuestas alveolares y derivan del tejido epitelial.
La piel, tejido epitelial, envuelve los senos de la misma forma que al resto del cuerpo
humano. Tiene multiples funciones entre las que se cuentan la proteccion, secrecion y
absorcion de sustancias, recepcion sensorial, etc.
Los ligamentos suspensorios o ligamentos de Cooper estan situados en la cara posterior
de la glandula mamaria y sirven de fijacion de esta con la aponeurosis del musculo
pectoral mayor, que se encuentra justo detras de ella. Son tejidos conectivos densos,
1.4 Caracterizacion de los tejidos que conforman la mama 13
formados por unas celulas, fibroblastos, una sustancia fundamental compuesta por
agua, azucares y sales minerales, y fibras de colageno, reticulina y elastina.
Figura 1.5: Anatomıa de la mama femenina.
La mama limita en su parte posterior con el musculo pectoral mayor, las costillas y
los musculos intercostales que, junto con la piel que la envuelve exteriormente, confinan
el volumen interno de la mama. Este volumen interno esta compuesto, como se ha visto
anteriormente, por glandula, grasa y ligamentos. Sin embargo, y tras consultar la literatura
y a medicos y cirujanos, se determina que el volumen de los ligamentos juega un papel poco
importante en el total, llegando a no poder ser diferenciados entre el tejido graso y glandular
existente en el transcuros de una operacion (masectomıa). Por tanto, se puede establecer que
la casi totalidad del volumen de la mama consiste en grasa y tejido glandular. No obstante,
no hay que olvidar que la principal funcion de estos ligamentos es el sosten de la glandula
mamaria, por lo que podrıan tener una gran repercusion en el comportamiento mecanico del
conjunto. De hecho, los motivos por los que el pecho femenino pierde forma y cae con los
anos es la distension de la piel y de los ligamentos de Cooper. Pero a efectos de este estudio,
lo que reviste verdadera importancia es el aporte de cada tejido al volumen interno de la
mama, por lo que solo se tendran en cuenta grasa y glandula. Ambos tejidos se encuentran
entremezclados, siendo muy difıcil distinguirlos entre sı. Determinar los lımites entre uno
14 Introduccion
y otro, con la perspectiva de realizar un modelo de elementos finitos que considere en la
mama regiones claramente delimitadas correspondientes a cada uno de los tejidos es harto
complicado. Por ello, al menos en primera aproximacion, puede decirse que los tejidos estan
aleatoriamente distribuidos y tratarlos como un tejido compuesto. Esta simplificacion puede
ser muy util desde distintos puntos de vista, entre ellos un proceso de modelado mas sencillo
y la reduccion del coste computacional.
1.5. Objetivos del proyecto fin de master
El objetivo de este trabajo consiste en estudiar como afecta la distribucion aleatoria de
grasa y glandula al tejido en su conjunto y proponer un modelo mecanico de la mama sana,
que proporcione las propiedades del material compuesto formado por una mezcla de tejido
graso y glandular en funcion de la proporcion de cada uno de ellos. Se comprobara si el
tejido ”mezcla”posee un comportamiento intermedio al de los dos tejidos por separado, o si
por el contrario la combinacion de ambos aporta al conjunto unas propiedades distintas por
completo.
La metodologıa a seguir consistira, en lıneas generales, en la realizacion de una serie de
simulaciones mediante un programa de elementos finitos, de un material compuesto por una
mezcla aleatoria de grasa y glandula en una determinadas proporciones. Se analizaran varias
distribuciones aleatorias y proporciones de materiales, y varios estados de carga diferentes.
Con los resultados obtenidos de estas simulaciones, y haciendo uso de una serie de expresiones
teoricas que relacionan parametros de tension con parametros de deformacion y que se
desarrollaran a lo largo del capıtulo 2, se ajustaran las constantes de las cuales depende el
modelo de comportamiento, siguiendo el criterio de que el error cometido en este ajuste sea
mınimo, es decir, que el modelo obtenido reproduzca lo mas fielmente posible, con el menor
error posible, todos las simulaciones realizadas mediante el programa de elementos finitos.
Capıtulo 2
Comportamiento mecanico de
tejidos blandos
Los tejidos blandos considerados en este trabajo son los tejidos graso y glandular presen-
tes en la mama. En este apartado se presenta un resumen de los conceptos mas importantes
de la teorıa de los medios continuos no lineal, necesaria para describir el comportamiento de
los materiales biologicos en general, y de los que seran tratados aquı en particular.
La grasa es tejido adiposo, un tejido conectivo blando, mientras que la glandula forma
deriva del tejido epitelial. Ambos presentan un comportamiento ante la compresion no lineal,
es decir, el grafico tension-deformacion no es una lınea recta con pendiente igual a la rigidez,
si no que se trata de una curva [26,29]. A diferencia de los tejidos duros, los tejidos blandos
pueden experimentar grandes deformaciones e incluso presentar comportamientos de tipo
viscoelastico (relajacion y/o creep). Por ello, su comportamiento no puede ser estudiado
mediante la teorıa de la elasticidad, si no que hay que recurrir a una teorıa mas general, con
un menor numero de hipotesis que simplifiquen el problema.
2.1. Medios Continuos
La teorıa de los medios continuos es una herramienta util a la hora de explicar con bas-
tante precision una amplia variedad de fenomenos, sin llegar a introducirse en profundidad
en la compleja microestuctura interna de los materiales. En lıneas generales, se basa en:
15
16 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
1. El estudio del movimiento y la deformacion (cinematica).
2. El estudio de la tension en un medio continuo.
3. La descripcion matematica de las leyes fundamentales de la fısica que gobiernan el
movimiento en un medio continuo (ecuaciones de balance).
A lo largo de este apartado se iran presentando los conceptos basicos y necesarios de
la teorıa de los medios continuos y de ellos se derivaran las ecuaciones y relaciones mas
importantes.
2.1.1. Cinematica del solido deformable
En un estudio de tipo macroscopico, un medio continuo posee unas dimensiones carac-
terısticas que son mucho mayores que los espacios intermoleculares y esta determinado por
parametros y magnitudes macroscopicas. Considerese un medio continuo B con una partıcu-
la P ∈ B que se encuentra en un espacio euclıdeo tridimensional en un determinado instante
de tiempo t, como se muestra en la figura [2.1].
Figura 2.1: Configuracion y movimiento de un medio continuo [14].
2.1 Medios Continuos 17
Introducimos un sistema de referencia dextrogiro cartesiano con su origen fijo en O y
una base de vectores ortonormales ea, a = 1, 2, 3.. A medida que el medio continuo se mueve
en el espacio de un instante de tiempo al siguiente, va ocupando una serie de regiones del
espacio que se denotan como Ω0,...,Ω(t) en cada tiempo t. Por tanto, cada partıcula P de
B se corresponde con un punto que en cada region (Ω0,...,Ω(t)) ocupa una determinada
posicion. Estas regiones se conocen como configuraciones de B en el tiempo t.
A la region en el tiempo inicial t = 0 se le llama configuracion inicial, en nuestro caso,
Ω0, o tambien configuracion fija de referencia (o indeformada) del cuerpo B. Notese
que en dinamica no se suele elegir la configuracion inicial como configuracion de referencia.
En esta configuracion inicial, el punto X ocupa la posicion de una partıcula P ∈ B en t = 0,
y P se identifica mediante el vector de posicion (o posicion de referencia) X del punto
X, con respecto al origen fijo O.
Cuando el medio continuo se mueve, pasando de ocupar la region Ω0 a una nueva region
Ω en t > 0, la configuracion de B se llama configuracion actual (o deformada). Ahora, el
punto X de la configuracion de referencia se ha transformado en el punto x de la configuracion
actual. Las componentes del vector X reciben el nombre de coordenadas materiales (o de
referencia) del punto X y las componentes de x, coordenadas espaciales (o actuales)
del punto x.
A lo largo de este texto, para denotar magnitudes (escalares, vectoriales y tensoriales)
en la configuracion inicial se usaran letras mayusculas, mientras que las letras minusculas
corresponderan a magnitudes en la configuracion actual.
Otro concepto de importancia a definir es la descripcion material (o de referencia),
que es la caracterizacion de cualquier magnitud con respecto de las coordenadas materiales
(X1, X2, X3) y el tiempo t, como se muestra en la ecuacion [2.1]. Tradicionalmente, la
descripcion material recibe el nombre de Lagrangiana.
x = κ[κ−10 (X, t)] = χ(X, t) (2.1)
De forma equivalente, se define la descripcion espacial (o Euleriana) como la carac-
terizacion de cualquier magnitud con respecto de las coordenadas espaciales (x1, x2, x3) y
el tiempo t, como se muestra en la ecuacion [2.2].
X = χ−1(x, t) (2.2)
18 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Desplazamiento
La descripcion material del campo de desplazamientos, denotado por U, viene dada por:
U(X, t) = x(X, t)−X (2.3)
y relaciona la posicion X de una partıcula en la configuracion indeformada con su posicion
x en la configuracion deformada en el tiempo t.
En la descripcion material, el campo de desplazamientos es funcion de la posicion de
referencia X y del tiempo t. Por el contrario, el campo de desplazamientos en la descripcion
espacial, denotado por u, es funcion de la posicion actual x y del tiempo t.
u(x, t) = x−X(x, t) (2.4)
Gradiente de deformaciones
En el estudio de la deformacion de un medio continuo (i.e. cambios de forma y volu-
men), una magnitud destacada es el tensor gradiente de deformaciones F, el cual aparece en
todas las ecuaciones que relacionan magnitudes antes de la deformacion (indeformada) con
las magnitudes correspondientes despues (o durante) la deformacion. Este tensor permite
describir la posicion espacial relativa de las partıculas despues de la deformacion en termi-
nos de su posicion material relativa antes de la deformacion. Por tanto, es crucial para la
descripcion de la deformacion.
Definiendo el tensor gradiente de deformaciones F como:
F =∂x
∂X(2.5a)
FiI =∂xi∂XI
i, I = 1, 2, 3 (2.5b)
el vector dx puede obtenerse en funcion de dX como:
dx = F dX (2.6)
Notese que F transforma vectores en la configuracion inicial o de referencia en vectores en
la configuracion actual, motivo por el cual se dice que F es un tensor bipunto. En notacion
2.1 Medios Continuos 19
indicial (ecuacion (2.5b)) el ındice en letra minuscula se refiere a coordenadas espaciales
mientras que el ındice en letra mayuscula a coordenadas materiales.
Ası, el gradiente de deformaciones puede escribirse como:
F(X, t) =
∂x1
∂X1
∂x1
∂X2
∂x1
∂X3
∂x2
∂X1
∂x2
∂X2
∂x2
∂X3
∂x3
∂X1
∂x3
∂X2
∂x3
∂X3
(2.7)
El determinante del gradiente de deformaciones F, indicado como J y conocido como
ratio volumetrico o determinante del jacobiano, define el cambio de volumen entre la
configuracion de referencia y la actual.
J = detF > 0 (2.8)
Debido a que F es invertible, J(X, t) 6= 0, y como consecuencia de la impenetrabilidad
de la materia, no puede darse la condicion J(X, t) < 0 .
La inversa del gradiente de deformaciones se define como:
F−1(x, t) =
∂X1
∂x1
∂X1
∂x2
∂X1
∂x3
∂X2
∂x1
∂X2
∂x2
∂X2
∂x3
∂X3
∂x1
∂X3
∂x2
∂X3
∂x3
(2.9)
Las relaciones entre las magnitudes correspondientes a las descripciones material y espa-
cial puede expresarse a traves de los conceptos de push-forward y pull-back. El push-forward
es una operacion que transforma una magnitud vectorial o tensorial expresada en la con-
figuracion material a la configuracion espacial. El pull-back es la operacion inversa, que
transforma una magnitud vectorial o tensorial expresada en la configuracion espacial a la
configuracion material. En este sentido, el vector espacial dx puede ser considerado como el
push-forward del vector material dX, es decir:
dx = φ∗[dX] = F dX (2.10)
De forma inversa, el vector material dX serıa el pull-back del vector espacial dx, lo cual
se expresa como:
dX = φ∗[dx] = F−1 dx (2.11)
20 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Tensores de deformacion
Los tensores de deformacion aportan una idea del cambio que sufre el medio continuo
durante el movimiento. Notese que a diferencia de los desplazamientos, que son magnitudes
medibles, las deformaciones estan basadas en un concepto que se introduce para simplificar
el analisis. Por consiguiente, exiten muchos tensores y definiciones diferentes de deformacion
en la literatura.
Una medida de deformacion importante en coordenadas materiales es el tensor de
Cauchy-Green por la derecha, C, normalmente referido en la literatura como tensor
de deformacion de Green y se define como:
C = FTF (2.12)
Notese que el gradiente de deformacion F esta a la derecha (de ahı el nombre) y que C
es simetrica y definida positiva para cada X ∈ Ω0. En coordenadas espaciales se define el
tensor de Cauchy-Green por la izquierda o tensor de Finger, b, como:
b = FFT (2.13)
que tambien es simetrico y definido positivo.
Otras medidas usuales de deformacion son el tensor de deformacion de Green-
Lagrange, en coordenadas materiales, y expresado de la forma:
E =1
2(FTF− I) (2.14)
y el tensor de deformacion de Euler-Almansi, en coordenadas espaciales, y definido
como:
e =1
2(I− F−TF−1) (2.15)
Tensores de rotacion y alargamiento
Un movimiento local, caracterizado por el tensor F, puede ser descompuesto en un tensor
de alargamiento puro y un tensor de rotacion pura:
F = RU = vR (2.16)
2.1 Medios Continuos 21
Este teorema, fundamental en la teorıa de los medios continuos, recibe el nombre de
descomposicion polar del gradiente de deformaciones. U y v definen unos tensores simetricos,
positivos definidos y unicos, llamados tensor de alargamiento por la derecha (o material) y
tensor de alargamiento por la izquierda (o espacial), respectivamente. Miden alargamientos
locales (o acortamientos) en la direccion de sus autovectores ortogonales, es decir, miden un
cambio de forma local.
R es un tensor ortogonal propio, llamado tensor de rotacion. Mide la rotacion local, que
es un cambio de orientacion local.
RTR = I (2.17)
Una vez definidos estos tensores, pueden presentarse las siguientes relaciones:
U2 = UU = C (2.18a)
v2 = vv = b (2.18b)
2.1.2. Tensores de tension
En este apartado se introduciran los conceptos de tension y equilibrio para un solido
deformable durante un movimiento determinado. La tension se define en primer lugar en la
configuracion actual de la forma estandar, como una fuerza por unidad de area. Esto llevarıa
al conocido tensor de tensiones de Cauchy, usado en analisis lineal. A diferencia de la teorıa
de la elasticidad, en la teorıa de grandes deformaciones y desplazamientos pueden definirse
magnitudes de tension que se refieran a la configuracion inicial del solido, y no solo a la
configuracion actual, ya que en la teorıa de la elasticidad ambas coinciden. Esto llevarıa a
la definicion del los tensores de tensiones de Piola-Kirchhoff.
El tensor de tensiones de Cauchy σ es un tensor espacial, ya que proporciona informacion
acerca de la fuerza expresada en la configuracion actual por unidad de area medida en la
misma configuracion en el tiempo t. Se trata de un tensor simetrico (como se demuestra
mas adelante en 2.1.3), asumiendo que no exiten momentos distribuidos, por lo que puede
22 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
ser definido mediante seis componentes del tensor de tensiones (σ12 = σ21, σ13 = σ31,
σ23 = σ32).
σ =
σ11 σ12 σ13
σ21 σ22 σ23
σ31 σ32 σ33
, σ =
σ11
σ22
σ33
σ12
σ13
σ23
=
σ1
σ2
σ3
σ4
σ5
σ6
(2.19)
En ocasiones es util trabajar con el tensor de tensiones de Kirchhoff τ , un tensor
espacial que se relaciona con el tensor de tensiones de Cauchy a traves del determinante del
tensor gradiente de deformaciones J.
τ = Jσ (2.20)
Ademas, se introducen tambien el primer y segundo tensor de Piola-Kirchhoff, P
y S respectivamente. El primer tensor de Piola-Kirchhoff relaciona la fuerza expresada en la
configuracion actual con la unidad de area expresada en la configuracion inicial. Se relaciona
con el tensor de tensiones de Cauchy mediante:
P = JσF−T (2.21)
El segundo tensor de Piola-Kirchhoff no posee una interpretacion fısica clara en terminos
de una fuerza que actua sobre una superficie. Sin embargo, representa una medida de tension
util en mecanica computacional y en la formulacion de ecuaciones constitutivas, debido a
que se trata de un tensor simetrico y esta expresado en coordenadas materiales. El tensor S
se obtiene como consecuencia de realizar la operacion de pull-back sobre el tensor espacial
τ , de acuerdo con la ecuacion (2.22).
S = φ∗[τ ] = F−1τF−T (2.22)
Considerando las ecuaciones (2.20) y (2.22), puede deducirse la transformacion de Piola
relacionando los dos campos de tensiones S y σ:
S = JF−1σF−T = F−1P = ST , σ = J−1FSFT (2.23)
2.1 Medios Continuos 23
Ası, el primer tensor de tensiones de Piola-Kirchhoff, P, puede relacionarse con el segundo
tensor de tensiones de Piola-Kirchhoff S mediante la ecuacion (2.24).
P = FS (2.24)
2.1.3. Leyes de conservacion
Las leyes de conservacion se derivan de consideraciones mecanicas y termodinamicas
generales. En esta seccion se presentan las leyes de conservacion fundamentales, i.e. la con-
servacion de la masa (ecuacion de continuidad), de la cantidad de movimiento (o momento
lineal), del momento cinetico (o momento angular) y de energıa. Estos principios son validos
y generales para cualquier campo de la teorıa de los medios continuos. Ademas se presentan
otra serie de leyes basicas expresadas como inecuaciones, por ejemplo, la segunda ley de la
termodinamica.
Conservacion de la masa
La masa no puede crearse ni destruirse. Por tanto, si una partıcula posee una determi-
nada masa m en la configuracion de referencia, m debe permanecer inalterada durante el
movimiento. Esto puede escribirse como:
m =
∫Ω0
ρdV =
∫Ω
ρcdv (2.25a)
con ρ, la densidad inicial y ρc, la densidad espacial. Realizando un cambio de variable
a la configuracion de referencia, en la segunda integral, queda:
∫Ω0
ρdV =
∫Ω0
JρcdV (2.25b)
donde se ha utilizado la relacion dv = JdV . Ası, pasando las dos integrales al mismo termino,
la ecuacion (2.25b) puede expresarse:
∫Ω0
(ρ− Jρc)dV = 0 (2.25c)
Debido a que esta ecuacion es valida para cualquier region Ω0, conlleva que:
24 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
ρ = Jρc (2.25d)
La densidad espacial ρc, depende de la posicion x ∈ Ω y del tiempo t, mientras que ρ es
independiente del tiempo y esta intrınsecamente asociada con la configuracion de referencia
del solido, dependiendo unicamente de la posicion X ∈ Ω0. La ecuacion (2.25d) representa
la ecuacion de continuidad de la masa en la configuracion material (o Lagrangiana), la cual
es la descripcion mas apropiada en la mecanica de solidos.
La conservacion de la masa a lo largo del movimiento puede expresarse de forma ma-
tematica diciendo que la derivada material de la masa con respecto al tiempo debe ser igual
a cero en todo momento.
D
Dtm =
D
Dt
∫Ω
ρcdv = 0 (2.26a)
Por tanto, considerando la ecuacion (2.25d) y teniendo en cuenta que la derivada material
con respecto al tiempo y la integracion pueden ser cambiadas de orden en la configuracion
de referencia:
∫Ω0
D
DtJρcdV = 0 (2.26b)
D
Dt(Jρc) = 0 (2.26c)
JDρcDt
+ ρcDJ
Dt= 0 (2.26d)
Dρ
Dt+ ρc∇ · v = 0 (2.26e)
donde se ha usado que DJDt = J∇ · v, siendo v la velocidad espacial. La ecuacion (2.26e)
constituye otra forma diferente de expresar la ecuacion de continuidad.
Conservacion de la cantidad de movimiento
La cantidad de movimiento total, o momento lineal L, se define mediante la
densidad espacial, ρc, y el campo de velocidad espacial, v, de la forma:
2.1 Medios Continuos 25
L(t) =
∫Ω
ρcvdv (2.27)
El balance de la cantidad de movimiento establece que:
L(t) =D
Dt
∫Ω
ρcvdv =
∫∂Ω
tds+
∫Ω
ρcbdv = F(t) (2.28)
donde, t = t(x, t,n) es el vector de tension de Cauchy, siendo n la normal exterior, ds es
una superficie espacial infinitesimal, y b = b(x, t) es un campo vectorial espacial que se
corresponde con las fuerzas por unidad de masa que actuan sobre el solido (figura 2.2). F(t)
es la fuerza resultante. Si es igual a cero, se dice que se conserva la cantidad de movimiento.
Figura 2.2: Fuerzas actuando en la configuracion actual [14].
Aplicando el Lema de Cauchy, t = σ ·n, y usando el teorema de la divergencia, se obtiene
la siguiente expresion de la ecuacion (2.28).
∫Ω
ρcDv
Dtdv =
∫Ω
(∇ · σ + ρcb)dv (2.29)
Esta relacion es valida para cualquier volumen Ω, por lo que de aquı se deriva la forma
diferencial de la ecuacion de conservacion de la cantidad de movimiento, conocida como
primera ley de Cauchy del movimiento:
ρcDv
Dt=∇ · σ + ρcb (2.30)
26 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Conservacion del momento cinetico
El momento cinetico total, o momento angular J, respecto de un punto fijo se
define como:
J(t) =
∫Ω
x× (ρcv)dv (2.31)
El balance del momento cinetico, considerando que no existen momentos distribuidos,
es:
J(t) =D
Dt
∫Ω
x× (ρcv)dv =
∫∂Ω
x× tdS +
∫Ω
x× (ρcb)dv = M(t) (2.32)
M(t) es el momento resultante. Si es igual a cero, se dice que se conserva el momento
cinetico.
Usando la misma metodologıa que para la ecuacion (2.29), se obtiene la siguiente expre-
sion:
∫Ω
E : σT + x× (∇ · σ + ρcb− ρcDv
Dt)dv = 0 (2.33)
donde E es el tensor de permutacion de tercer orden. Usando la ecuacion (2.30) en el segundo
termino de (2.33), es posible reescribir la ecuacion de conservacion del momento cinetico de
la forma:
∫Ω
E : σT = 0 (2.34)
la cual es valida para cualquier volumen Ω. Como consecuencia, el producto doblemente
contraido de E : σT da como resultado un vector cuyas componentes deben ser iguales a
cero:
σ21 − σ12
σ13 − σ31
σ32 − σ23
= 0 (2.35)
Finalmente, la conservacion del momento cinetico aporta un resultado crucial, puesto
que esta relacion se cumple unicamente si, y solo si, el tensor de tensiones de Cauchy es
simetrico.
2.1 Medios Continuos 27
Conservacion de la energıa
La ecuacion de energıa es una consecuencia del balance energetico que conforma la pri-
mera ley de la termodinamica.
D
Dt(K + E) = W + U (2.36)
donde K = K(t) representa la energıa cinetica, E = E(t) es la energıa interna, W es la
potencia mecanica externa o el trabajo mecanico externo por unidad de tiempo, y U es la
potencia termica o el trabajo termico por unidad de tiempo. Cada uno de estos terminos se
define en las siguientes ecuaciones:
K =1
2
∫Ω
ρcv · vdv (2.37a)
E =
∫Ω
ecdv (2.37b)
W =
∫Ω
b · vdv +
∫∂Ω
t · vds (2.37c)
U =
∫Ω
rdv −∫∂Ω
q · n ds (2.37d)
donde ec es la energıa interna definida por unidad de volumen actual; q es un campo vectorial
espacial dependiente del tiempo y recibe el nombre de flujo de calor de Cauchy definido por
unidad de area superficial en Ω y r es la generacion de calor por unidad de tiempo y volumen
actual. Ası, el balance de energıa queda:
D
Dt
∫Ω
ecdv +D
Dt
∫Ω
1
2ρcv · vdv =
∫Ω
b · vdv +
∫∂Ω
t · vds+
∫Ω
rdv −∫∂Ω
q · n ds (2.38)
Aplicando el teorema del transporte de Reynolds a las dos integrales del primer termino
de la ecuacion (2.38) y el teorema de la divergencia a la segunda y la cuarta integral del
segundo termino de la misma:
∫Ω
(ec + ρcv · v)dv =
∫Ω
[b · v + r +∇ · (σ · v− q)]dv (2.39a)
∫Ω
(ec + ρcv · v)dv =
∫Ω
[b · v + r + v ·∇ · σ + σ : ∇ v−∇· q]dv (2.39b)
28 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
∫Ω
(ec − r − σ : ∇v +∇· q)dv =
∫Ω
[−ρcv + b+∇ · σ] · vdv (2.39c)
siendo cero la segunda integral de la ecuacion (2.39c) (vease la ecuacion (2.30)), por lo que
puede simplificarse:
ec +∇· q = r+ σ : d (2.39d)
donde d es la tasa de cambio del tensor de deformacion dada por:
d =1
2(∇v +∇vT ) (2.40)
La ecuacion (2.39d) es la version diferencial o local del primer principio de la termo-
dinamica. La primera ley de la termodinamica en descripcion material puede ser escrita
como:
D
Dt
∫Ω0
e dV =
∫Ω0
(P : F−DivQ +R)dV (2.41a)
donde e es la energıa interna definida por unidad de volumen de referencia, el campo vectorial
Q determina el flujo de calor por unidad de area superficial en Ω0 y R es la generacion de
calor por unidad de tiempo y por unidad de volumen de referencia. Puesto que el volumen
de referencia o inicial es independiente del tiempo y la ecuacion (2.41a) debe cumplirse
para cualquier dominio arbitrario Ω, la version local del balance de energıa en descripcion
material es:
e+ DivQ = R+ P : F (2.41b)
Segundo principio de la termodinamica. Entropıa
El segundo principio de la termodinamica establece que la entropıa total del universo
(o produccion total de entropıa) nunca es negativa para cualquier proceso termodinamico,
es decir, tiende a incrementarse con el tiempo. La ecuacion que expresa este principio se
presenta a continuacion:
2.1 Medios Continuos 29
Γ(t) =D
Dt
∫Ω
ηcdv +
∫∂Ω
q · nθ
dS −∫
Ω
r
θdv ≥ 0 (2.42)
donde ηc = ηc(x, t) es la entropıa por unidad de volumen actual en el tiempo t, r(x, t) es
la generacion de entropıa por unidad de tiempo y por unidad de volumen actual, q(x, t)
determina el flujo de calor de Cauchy, definido por unidad de area superficial actual y θ =
θ(x, t) corresponde a un campo escalar independiente del tiempo conocido como temperatura
absoluta. Aplicando el teorema de la divergencia a la segunda integral de la ecuacion (2.42)
y el teorema del transporte de Reynolds a la primera integral de la misma:
∫Ω
ηcdv ≥∫
Ω
[r
θ−∇ · (q
θ)]dv (2.43)
Debido a que la ecuacion (2.43) debe ser valida para cualquier dominio arbitrario Ω,
debe cumplirse que:
ηc ≥1
θr −∇ · (q
θ) (2.44a)
η ≥ 1
ΘR−Div(
Q
Θ) (2.44b)
ecuaciones que son conocidas como desigualdad de Clausius-Duhem, en las descripciones
espacial y material respectivamente. Eliminando la generacion de calor, R, y substituyendo
(2.41b):
P : F− e+ Θη − 1
ΘGradΘ ≥ 0 (2.45)
El ultimo termino representa la produccion de entropıa por conduccion de calor. Basando-
se en la observacion experimental, el calor fluye de las regiones mas calientes de un cuerpo
a las mas frıas (siempre que no existan fuentes de generacion de calor), y nunca al reves.
Por ello este termino: − 1
ΘGradΘ ≥ 0. De acuerdo con esta restriccion, la desigualdad de
Clausius-Duhem nos puede llevar a una version alternativa y mas restrictiva del segundo
principio de la termodinamica, conocido como desigualdad de Clausius-Planck:
Dint = P : F− e+ Θη ≥ 0 (2.46)
Dint es la disipacion o produccion interna local de entropıa, que debe ser siempre no negativa.
30 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Para materiales elasticos resulta muy conveniente definir la funcion de energıa libre
de Helmholtz, algunas veces referida unicamente como energıa libre, Ψ. Esta funcion
incluye variables termicas como Θ y η, y la energıa interna:
Ψ = e−Θη (2.47)
De esta forma, la ecuacion (2.46) puede reescribirse:
Dint = P : F− Ψ− ηΘ ≥ 0 (2.48a)
Notese que, en un desarrollo puramente mecanico, Θ y η no intervendrıan, puesto que los
efectos termicos no serıan tenidos en cuenta1, por lo que la desigualdad puede ser escrita
como:
Dint = P : F− Ψ ≥ 0 (2.48b)
2.2. Hiperelasticidad
Las ecuaciones de continuidad y equilibrio aportan 4 ecuaciones para 10 incognitas (ρ,
σ, u). La conservacion de la energıa aporta ecuaciones adicionales a expensas de introducir
nuevas variables. Los principios de conservacion han sido derivados de forma general sin
tener en cuenta el comportamiento interno de los materiales. Es por eso que las ecuaciones
de conservacion deben ser completadas con otro conjunto de ecuaciones que caractericen
las propiedades fısicas del material especıfico. Estas ecuaciones se denominan ecuaciones
constitutivas.
Un material perfectamente elastico es por definicion un material que no produce
entropıa localmente:
Dint = P : F− Ψ = 0 (2.49)
Por consiguiente, la disipacion interna (Dint) es cero. La ecuacion constitutiva para un
material perfectamente elastico puede ser deducida a partir de la desigualdad de Clausius-
Planck o de la segunda ley de la termodinamica. Si la derivada con respecto al tiempo de
1En un proceso isotermico se puede extraer la misma conclusion.
2.2 Hiperelasticidad 31
la energıa libre se expresa de la forma Ψ = ∂Ψ(F)/∂F : F, la ecuacion (2.49) puede ser
reescrita como:
Dint = (P− ∂Ψ(F)
∂F) : F = 0 (2.50)
Ya que F, y por lo tanto F, pueden ser elegidos arbitrariamente:
P =∂Ψ(F)
∂F(2.51)
Un material perfectamente elastico recupera su forma original por completo si las fuerzas
que estaban causando la deformacion son eliminadas, y existe una relacion unıvoca (uno a
uno) entre el estado de tensiones y el estado de deformaciones, para una temperatura dada.
Un material hiperelastico o material elastico de Green es un tipo de modelo constitutivo
para materiales perfectamente elasticos para el cual existe una funcion potencial elastica (o
funcion de energıa de deformacion o funcion de energıa libre), la cual es una funcion escalar
del tensor gradiente de deformaciones o del tensor de deformacion y cuyas derivadas con
respecto a las componentes de la deformacion determinan las correspondientes componentes
de tension. De este modo, el trabajo real realizado por el campo de tensiones en un material
hiperelastico durante un cierto intervalo de tiempo depende unicamente de los estados inicial
y final.
∫ t2
t1
P : Fdt = Ψ(F2)−Ψ(F1) (2.52)
Considerando las restricciones que impone el cumplimiento de la objetividad, esto es,
que Ψ debe permanecer invariante ante movimientos de solido rıgido, Ψ depende de F solo
a traves del tensor de alargamiento por la derecha U (o alternativamente, del tensor de
alargamiento por la izquierda v) y es independiente del tensor de rotacion R. Sabiendo que
el tensor de Cauchy-Green por la derecha viene dado por C = U2, Ψ puede expresarse como
una funcion del tensor material simetrico:
Ψ(F) = Ψ(C) (2.53)
Si el estudio se centra en un material isotropo, lo cual se traduce en que su comporta-
miento del debe ser identico en cualquier direccion material, la relacion entre Ψ y C debe
ser independiente de los ejes materiales elegidos. Como consecuencia, Ψ debe ser unicamente
funcion de los invariantes de C (o de b), en la descripcion espacial:
32 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Ψ = Ψ[I1(C), I2(C), I3(C)] = Ψ[I1(b), I2(b), I3(b)] (2.54)
Esta ecuacion es valida unicamente para materiales hiperelasticos isotropos. Los inva-
riantes se definen como:
I1 = tr(C) = Ckk = tr(b) = bkk = λ21 + λ2
2 + λ23 (2.55a)
I2 =1
2[I2
1 − (CklCkl)] =1
2[(trC)2 − tr(C2)] =
1
2[(trb)2 − tr(b2)] = λ2
1λ22 + λ2
1λ23 + λ2
2λ23
(2.55b)
I3 = det(C) = det(b) = λ21λ
22λ
23 (2.55c)
donde λ2a (with a = 1, 2, 3), son los autovalores de C (y b). Usando la relacion (2.23) y
(2.51), los primer y segundo tensores de Piola-Kirchhoff pueden expresarse mediante:
P = 2F∂Ψ(C)
∂C(2.56a)
S = 2∂Ψ(C)
∂C= 2[
∂Ψ
∂I1
∂I1∂C
+∂Ψ
∂I2
∂I2∂C
+∂Ψ
∂I3
∂I3∂C
] (2.56b)
Considerando algunas propiedades como las del doble producto contraıdo y que el tensor
C es simetrico, las derivadas de los invariantes con respecto de C pueden escribirse:
∂I1∂C
=∂tr(C)
∂C=∂(I : C)
∂C= I (2.57a)
∂I2∂C
=∂( 1
2 [I21 − (CklCkl)])
∂C=
1
2(2tr(C)I − ∂trC2
∂C) = I1I−C (2.57b)
∂I3∂C
=∂det(C)
∂C= det(C)C−T = I3C
−1 (2.57c)
de manera que la forma mas general del segundo tensor de Piola-Kirchhoff en funcion de
los invariantes de C (o de b), que caracteriza a un material hiperelastico isotropo con
deformaciones finitas se puede expresar como:
2.2 Hiperelasticidad 33
S = 2[(∂Ψ
∂I1+ I1
∂Ψ
∂I2)I− ∂Ψ
∂I2C + I3
∂Ψ
∂I3C−1] (2.58)
Para un material hiperelastico isotropo general, el tensor de tensiones de Cauchy viene
dado por:
σ = 2J−1b∂Ψ(b)
∂b(2.59)
Ademas, si la funcion de energıa libre viene dada en funcion de los invariantes, el tensor
de tensiones de Cauchy σ, derivado del segundo tensor de tensiones de Piola-Kirchhoff S a
traves de la transformacion de Piola, queda σ = J−1FSFT , y substituyendo S y teniendo
en cuenta que el tensor de Cauchy-Green por la izquierda es b = FFT , se obtiene:
σ = 2J−1[I3∂Ψ
∂I3I + (
∂Ψ
∂I1+ I1
∂Ψ
∂I2)b− ∂Ψ
∂I2b2] (2.60)
2.2.1. Hiperelasticidad incompresible
En la practica, muchos procesos en los que intervienen grandes deformaciones tienen lugar
bajo condiciones de incompresibilidad o cercanas a ella. Por cercano a la incompresibilidad
se entiende un material que es realmente incompresible, pero que en su tratamiento numerico
es necesario introducir una pequena medida de deformacion volumetrica. La restriccion de
compresibilidad que caracteriza el volumen constante es J = 1. Ası, la funcion de energıa
libre puede ser establecida como:
Ψ = Ψ(F)− 1
2p(J2 − 1) (2.61)
donde p puede interpretarse como un multiplicador de Lagrange, el cual puede identificar-
se con un presion hidrostatica. De este modo, la funcion de energıa libre para materiales
hiperelasticos isotropos incompresibles viene dada por:
Ψ = Ψ[I1(C), I2(C)]− 1
2p(I3 − 1) = Ψ[I1(b), I2(b)]− 1
2p(I3 − 1) (2.62)
La ecuacion (2.58) puede ser reescrita para un material hiperelastico isotropo compresible
como:
S = 2∂Ψ(I1, I2)
∂C− ∂[p(I3 − 1)]
∂C= −pC−1 + 2(
∂Ψ
∂I1+ I1
∂Ψ
∂I2)I− 2
∂Ψ
∂I2C (2.63)
34 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Mediante un operacion de push-forward, pueden obtenerse dos formas alternativas del
tensor de tensions de Cauchy (ecuaciones (2.64) y (2.65)).
σ = −pI + 2(∂Ψ
∂I1+ I1
∂Ψ
∂I2)b− 2
∂Ψ
∂I2b2 (2.64)
σ = −pI + 2∂Ψ
∂I1b− 2
∂Ψ
∂I2b−1 (2.65)
Para determinar el parametro p debe aplicarse la condicion de incompresibilidad y las
condiciones de contorno del problema.
2.2.2. Hiperelasticidad compresible
Cuando el material puede sufrir cambios de volumen o cuando es necesario tratarlo
como cercano a la imcompresibilidad, es util separar la deformacion en una deformacion
volumetrica y una deformacion isocorica. En particular, F y C, se descomponen en dos
partes, una de cambio de volumen y otra de volumen constante(distorsional).
F = (J1/3I)F = J1/3F, C = (J2/3I)C = J2/3C (2.66)
donde J1/3I y J2/3I estan asociados con deformaciones que conllevan cambio de volumen, y
F y C representan la parte de distorsion de la deformacion , con:
detF = λ1λ2λ3 = 1 and detC = (detF)2 = 1 (2.67)
siendo λa los alargamientos principales modificados, λa = J1/3λa . De esta descomposicion,
es posible obtener una unica representacion desacoplada de la funcion de energıa libre.
Ψ(C) = Ψvol(J) + Ψiso(C) (2.68)
donde Ψvol y Ψiso describen la respuesta volumetrica elastica y la respuesta isocorica
elastica del material, respectivamente.
Para materiales hiperelasticos isotropos compresibles, la descomposicion puede ser rees-
crita considerando la ecuacion (2.54):
Ψ(b) = Ψvol(J) + Ψiso(b) (2.69a)
2.2 Hiperelasticidad 35
con la descomposicion multiplicativa del tensor de Cauchy-Green por la izquierda:
b = (J2/3I)b = J2/3b (2.69b)
El segundo tensor de tensiones de Piola-Kirchhoff S puede ser descompuesto tambien a
partir de la ecuacion (2.56b):
S = 2∂Ψvol(J)
∂C+ 2
∂Ψiso(C)
∂C= Svol + Siso (2.70a)
Svol = JpC−1, Siso = J−2/3(I− 1
3C−1 ⊗C) : S (2.70b)
La presion hidrostatica p se define como:
p =dΨvol(J)
dJ(2.71)
Es importante resaltar que, al contrario que en los materiales incompresibles, la funcion
escalar p esta definida por una ecuacion constitutiva.
El tensor de tensiones de Cauchy tambien puede ser descompuesto en dos partes, una
cuya contribucion es puramente volumetrica y otra que es puramente isocorica, σvol y σiso,
definidos:
σvol = 2J−1b∂Ψvol(J)
∂b= pI (2.72a)
σiso = 2J−1b∂Ψiso(b)
∂b= (I− 1
3I⊗ I) : σ = P : σ = devσ (2.72b)
donde P es el tensor de proyeccion. Se trata de un tensor de cuarto orden que describe la
transformacion de un tensor de segundo orden en su parte desviadora, P = I − 13I ⊗ I. El
tensor de tensiones ficticio de Cauchy, σ, se define como:
σ = 2J−1 ∂Ψiso(b)
∂bb (2.73)
Finalmente, la funcion de energıa libre puede ser descrita en funcion de sus invariantes, de
forma equivalente a la ecuacion (2.62), para un material hiperelastico isotropo compresible:
36 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Ψ = Ψvol(J) + Ψiso[I1(C), I2(C)] = Ψvol(J) + Ψiso[I1(b), I2(b)] (2.74a)
Los invariantes de deformacion I1 and I2 son los conocidos como invariantes modificados,
y definidos de la forma:
I1 = trC = trb (2.74b)
I2 =1
2[(trC)2 − tr(C)2] =
1
2[(trb)2 − tr(b)2] (2.74c)
2.2.3. Modelos hiperelasticos
Modelos incompresibles
Ahora, una vez que se ha realizado una introduccion a la hiperelasticidad, se describen
algunas funciones de energıa libre, en particular, las que se usaran en este trabajo, funcion
Neo-Hookeana y funcion polinomial. En la literatura existen muchas funciones de energıa
libre que han sido usadas con exito en diferentes situaciones con materiales bajo grandes
deformaciones, por ejemplo materiales biologicos o polımeros como la gomas.
Los materiales Neo-Hookeanos se caracterizan por su sencillez en comparacion con otros
tipos de materiales. La funcion de energıa libre de este tipo de materiales se define como:
Ψ = C10(I1 − 3) (2.75)
La sencillez de este modelo proviene de que depende unicamente de una constante y que
solo interviene el primer invariante I1. Precisamente por esto, este modelo ha sido usado en
la literatura en innumerables casos, como por ejemplo en la simulacion del comportamiento
de los ligamentos de la rodilla [36], o en la simulacion del comportamiento de la mama para
predecir deformaciones [6].
Otro ejemplo de una funcion de energıa simple, atribuida a Mooney-Rivlin, se presenta
en la ecuacion (2.76). Chen et al. [4] usaron este tipo de material para modelar el compor-
tamiento del disco articular de la articulacion temporomandibular.
Ψ = C10(I1 − 3) + C01(I2 − 3) (2.76)
2.2 Hiperelasticidad 37
Las funciones de energıa libre polinomiales tienen la forma general:
Ψ =
N∑i+j=1
(I1 − 3)i(I2 − 3)j (2.77)
De esta forma, pueden obtenerse de la ecuacion (2.77) funciones de energıa libre dife-
rentes, que variaran en el numero de terminos que las componen. De hecho, las funciones
Neo-Hookeana y de Mooney-Rivlin presentadas anteriormente en las ecuaciones (2.75) y
(2.76) respectivamente, son casos particulares de funcion de energıa libre polinomial, en el
caso de la Neo-Hookeana, con un solo termino, y para la de Mooney-Rivlin, para N=1.
Ası, por ejemplo, Li et al. [17] usaron una funcion de energıa polinomial de tres parame-
tros para simular las propiedades de los discos de fibrocartılago inter-pubico.
Ψ = C10(I1 − 3) + C01(I2 − 3) + C11(I1 − 3)(I2 − 3) (2.78)
Samani y Plewes [29] modelaron las propiedades del tejido graso y glandular de la mama
mediante una funcion de energıa libre polinomial con cinco terminos (N=2).
Ψ = C10(I1 − 3) + C01(I2 − 3) + C11(I1 − 3)(I2 − 3) + C20(I1 − 3)2 + C02(I2 − 3)2 (2.79)
Considerese un material hiperelastico isotropo incompresible, cuyo comportamiento esta des-
crito mediante una funcion polinomial con N=2, bajo traccion uniaxial en el eje 3. Este caso
de carga sera de gran utilidad posteriormente, motivo por el cual se presenta en este desa-
rrollo teorico.
σ =
0 0 0
0 0 0
0 0 σ3
(2.80a)
Se pretende obtener la expresion de σ3 en funcion del algun parametro de deformacion.
El tensor gradiente de deformaciones, en funcion de los alargamientos principales queda:
F =
λ1 0 0
0 λ2 0
0 0 λ3
, (2.80b)
38 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Mediante la restriccion de incompresibilidad J = det(F ) = 1 y las condiciones de si-
metrıa, que implican que los alargamientos en las direcciones 1 y 2 deben ser iguales, λ1 = λ2,
se obtiene la relacion entre los tres alargamientos principales:
J = 1 = det(F) = λ1λ2λ3 (2.80c)
λ3 = λ, λ1 = λ2 =1√λ
(2.80d)
De modo que el tensor de la ecuacion (2.80b) queda:
F =
1√λ
0 0
0 1√λ
0
0 0 λ
, (2.80e)
y el tensor de Cauchy-Green por la izquierda b:
b =
1λ 0 0
0 1λ 0
0 0 λ2
, (2.80f)
Utilizando la ecuacion (2.64) y aplicando las condiciones de contorno, puede obtenerse
el valor de la presion hidrostatica p:
σ2 = −p+ 2[C10 + C01I1 + C11I1
(I1 − 3
)+ C11
(I2 − 3
)+ 2C20
(I1 − 3
)+
+2C02I1(I2 − 3
)] 1
λ− 2[C01 + C11
(I1 − 3
)+ 2C02
(I2 − 3
)] 1
λ2= 0 (2.81a)
quedando p:
p =2
λ4(2C02(−1 + λ)2(1 + 2λ+ λ3 + 2λ4) + λ(λ(C01 + 2C20 + C10λ−
−3C20λ+ (C01 + C20)λ3) + C11(−1 + λ)2(3 + 3λ+ 2λ3 + λ4))) (2.81b)
2.2 Hiperelasticidad 39
Y finalmente, la tension de Cauchy puede expresarse como:
σ3 = 2C10(λ2 − 1
λ) + 2C01(λ− 1
λ2) + 6C11(λ3 − λ2 − λ+
1
λ+
1
λ2− 1
λ3)+
+4C20(λ4 − 3λ2 + λ+3
λ− 2
λ2) + 4C02(2λ2 − 3λ− 1
λ+
3
λ2− 1
λ4) (2.82)
La tension para los materiales de tipo Mooney-Rivlin, Neo-Hookeano y cualquier otro
polinomial con un numero de terminos inferior a cinco puede derivarse de la ecuacion (2.82)
haciendo cero las constantes que no intervengan, es decir, en el caso del modelo de Mooney-
Rivlin: C11 = 0, C20 = 0 y C02 = 0, y para el caso del Neo-Hookeano: C11 = 0, C01 = 0,
C20 = 0 y C02 = 0.
En el grafico 2.3 se muestra una comparativa de la tension frente al alargamiento aplicado,
λ, para los modelos polinomiales con uno (Neo-Hookeano), tres y cinco terminos. Puede
observarse la notable diferencia de comportamiento entre los tres modelos y como a medida
que se aumentan los terminos de la funcion de energıa libre polinomial, tanto en compresion
(λ < 1) como en traccion (λ > 1), la curva cada vez es menos “lineal”. De hecho es posible
apreciar como, para el rango de alargamientos presentado en la grafica, el material Neo-
Hookeano se asemeja bastante a un comportamiento de tipo lineal, mientras que las funciones
polinomiales de tres y cinco terminos presentan una clara no linealidad, mas pronunciada
en la zona de compresion que en la de traccion.
0.6 0.8 1.0 1.2 1.4Λ
-6
-4
-2
2
4
ΣHMPaL
Polinomial 1 término
Polinomial 3 términos
Polinomial 5 términos
Figura 2.3: Tension frente al alargamiento (λ) para los modelos polinomiales de uno, tres y cinco
terminos, para unos valores de las constantes C10 = 0.3 MPa, C01 = 0.4 MPa, C11 = 0.2 MPa, C20
= 0.5 MPa y C02 = 0.7 MPa.
40 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Otro caso de carga que tambien sera utilizado mas tarde en este trabajo es el de un ma-
terial sometido a un estado tensional de cortante puro. Considerese por tanto un material
hiperelastico isotropo incompresible, cuyo comportamiento esta descrito mediante una fun-
cion polinomial con N=2, bajo un estado tensional como el que se muestra en la expresion
(2.83a).
σ =
0 0 0
0 0 σ23
0 σ32 0
(2.83a)
Figura 2.4: Estado tensional de cortante puro
Este estado tensional, tal y como se expone en la expresion (2.83a), presenta algunos
problemas a la hora de implementarlo numericamente en un programa de elementos finitos,
cuando se aplican las condiciones de contorno, como se vera mas tarde en el apartado 3.2.
Sin embargo es conocido, de la teorıa de la elasticidad, que un estado de cortante puro,
expresandolo en sus direcciones principales (a 45o de las direcciones 2 y 3 que se muestran
el figura 2.4), es equivalente a una tension de traccion en una direccion principal y a una
compresion de igual valor en otra direccion principal (ecuacion (2.83b)).
σppl = QTσQ =
0 0 0
0 σII 0
0 0 σIII
(2.83b)
Donde Q es la matriz de giro. Ademas, si tenemos en cuenta que σ23 = σ32 = σ, resulta
σII = σIII = σ. En el desarrollo que sigue a continuacion, aplicado a un material hiper-
2.2 Hiperelasticidad 41
elastico sometido a grandes deformaciones, los comportamientos a compresion y traccion del
material no tienen porque ser iguales, a diferencia del caso elastico, por lo que, partiendo del
mismo tensor gradiente de deformaciones, no es cierto que σII = σIII , si no que difieren li-
geramente. Esto no supone ningun problema, el tensor de tensiones estara caracterizado por
dos valores en vez de uno. Se pretende obtener las tensiones en funcion de algun parametro
de deformacion. Para ello partimos del calculo del tensor gradiente de deformaciones. Impo-
niendo que no haya deformaciones en la direccion 1, y teniendo en cuenta que el material es
incompresible (cumplimiento de la ecuacion (2.80c)), el area en el plano 23 debe conservarse
durante el proceso. Puede comprobarse que cumpliendo estas condiciones, y aplicando la
traccion en la direccion 3 y la compresion en la 2, el tensor F queda:
F =
1 0 0
0 1/λ 0
0 0 λ
(2.83c)
y el tensor de Cauchy-Green por la izquierda b:
b =
λ2 0 0
0 1λ2 0
0 0 λ2
, (2.83d)
Utilizando la ecuacion (2.64) y aplicando las condiciones de contorno, puede obtenerse
el valor de la presion hidrostatica p:
σ1 = −p+ 2[C10 − 6C20 + C01
(− 1 + I1
)+(2C20+
+C11
(− 4 + I1
))I1 + 2C02
(− 1 + I1
)(− 3 + I2) + C11I2
)= 0 (2.84a)
quedando p:
p =2
λ4(C11 + (C01 − C11 + 2C20)λ2 + (C10 − 4C20)λ4+
+(C01 − C11 + 2C20)λ6 + C11λ8 + 2C02(−1 + λ2)2(1 + λ4)) (2.84b)
42 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Y finalmente, las dos componentes de tension de Cauchy, σII y σIII pueden expresarse
como:
σII = −2(−1 + λ2)
λ4
(C11 + 2C20 + (2C02 + C10 − C11 − 4C20)λ2+
(C01 − 4C02 − C11 + 2C20)λ4 + (2C02 + C11)λ6)
(2.85a)
σIII =2(−1 + λ2)
λ4
(2C02 + C11 + (C01 − 4C02 − C11 + 2C20)λ2+
+(2C02 + C10 − C11 − 4C20)λ4 + (C11 + 2C20)λ6)
(2.85b)
Las expresiones para los materiales de tipo Mooney-Rivlin, Neo-Hookean y cualquier otro
polinomial con un numero de terminos inferior a cinco puede derivarse de las ecuaciones
(2.85a) (2.85b) haciendo cero las constantes que no intervengan, es decir, en el caso del
modelo de Mooney-Rivlin: C11 = 0, C20 = 0 y C02 = 0, y para el caso del Neo-Hookeano:
C11 = 0, C01 = 0, C20 = 0 y C02 = 0.
Modelos compresible y cuasi-incompresible
Hasta ahora han sido introducidos los materiales incompresibles, pero en analisis de ele-
mentos finitos, la imcompresibilidad produce ciertos problemas numericos. Cuando la res-
puesta del material es practicamente incompresible, la formulacion puramente cinematica,
en la que los invariantes de deformacion se calculan a partir de las variables cinematicas del
modelo de elementos finitos, puede comportarse de forma bastante defectuosa. Una de las
dificultades numericas es que la matriz de rigidez es practicamente singular debido a que el
modulo de compresibilidad efectivo del material es muy grande en comparacion con su modu-
lo de cizalladura efectivo, causando por tanto problemas con la solucion de las ecuaciones
de equilibrio discretizadas. Otra dificultad estriba en que, a menos que se utilicen tecni-
cas de integracion reducida, las tensiones calculadas en los puntos de integracion numericos
2.2 Hiperelasticidad 43
presentan grandes oscilaciones en los valores de la presion, debido a que, en general, los ele-
mentos no pueden responder con precision y con todo tener cambios de volumen pequenos
en todos los puntos de integracion numericos. Desplazamientos muy pequenos pueden pro-
ducir variaciones de presion importantes y ello puede conducir a un mal funcionamiento
del elemento. Para evitar estos problemas, es conveniente tratar la incompresibilidad co-
mo cuasi-incompresibilidad. Ası, la funcion de energıa libre se desacopla en una respuesta
isocorica y otra volumetrica. Por ejemplo, la funcion de energıa libre Neo-Hookeana para
un material cercano a la incompresibilidad puede escribirse segun la ecuacion (2.86). El se-
gundo termino corresponde a la contribucion volumetrica a la funcion de energıa libre. La
constante D determina la compresibilidad del material. Si D es cero, el material se convierte
en totalmente incompresible.
Ψ = C10(I1 − 3) +1
D(J − 1)2 (2.86)
En esta formulacion, el tensor de tensiones de Cauchy se divide en una tension volumetri-
ca:
σvol = pI where p =dΨvol(J)
dJ=
2
D(J − 1) (2.87)
y una tension isocorica:
σiso =2
JC10(b− I1
3I) (2.88)
donde las ecuaciones (2.72b) y (2.73) se han utilizado para obtener la tension isocorica.
2.2.4. Tensores de elasticidad
El concepto de linealizacion es de gran importancia en el tratamiento numerico de pro-
blemas elasticos. Para resolver problemas no lineales es bastante comun obtener soluciones
a partir de las ecuaciones constitutivas linealizadas. El tensor de elasticidad mide los
cambios de tension que se producen ante cambios infinitesimales de deformacion y se define
como:
C = 2∂S(C)
∂C, or CABCD = 2
∂SAB∂CCD
(2.89)
44 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Si se asume un comportamiento hiperelastico, de acuerdo con la ecuacion (2.56b), la
definicion del tensor de elasticidad es:
C = 4∂2Ψ(C)
∂C∂C, or CABCD = 4
∂2Ψ
∂CAB∂CCD(2.90)
en la descripcion material, con las simetrıas:
C = CT , or CABCD = CCDAB (2.91)
Por tanto, C tiene unicamente 21 componentes independientes para cada estado de de-
formacion. La ecuacion (2.91) es una condicion suficiente y necesaria para que un material
sea hiperelastico. En la descripcion espacial, el tensor de elasticidad, c, se define como J−1
veces el push-forward de C.
c = J−1φ∗(C), or cabcd = J−1FaAFbBFcCFdDCABCD (2.92)
Al igual que se hizo en la ecuacion (2.68) con la funcion de energıa libre, el tensor de
elasticidad tambien puede ser desacoplado.
C = Cvol + Ciso where Cvol = 2∂Svol
∂C, Ciso = 2
∂Siso
∂C(2.93)
Cvol representa una contribucion volumetrica pura y Ciso, la contribucion isocorica pura
al tensor de elasticidad. En la descripcion espacial, el tensor de elasticidad puede escribirse
como:
c = cvol + ciso (2.94)
con las siguientes definiciones:
Jcvol = 4b∂2Ψvol(J)
∂b∂bb = J(pI⊗ I− 2pI) with p = p + J
dp
dJ(2.95a)
Jciso = 4b∂2Ψiso(b)
∂b∂bb = P : c∗ : P +
2
3tr(τ )P− 2
3(I⊗ τ iso + τ iso ⊗ I) (2.95b)
ciso se basa en el tensor de proyeccion espacial, P = I− 13I⊗I, introducido anteriormente,
y en las relaciones expresadas en (2.20), las cuales ahora son de la forma:
2.3 Estado del arte de los modelos de comportamiento de los tejidos graso y glandularmamarios 45
τ = Jσ, τ iso = Jσiso (2.96)
Ademas, un tensor de elasticidad de cuarto orden ficticio se introduce como:
c∗ = 4b∂2Ψiso(b)
∂b∂bb (2.97)
Ası, el primer termino (cw) de la parte isocorica del tensor de elasticidad puede obtenerse:
cw = Pijklc∗klmnPmnrs (2.98)
Los terminos segundo y tercero de la parte isocorica del tensor de elasticidad pueden
obtenerse facilmente de los tensores de tension expresados en las ecuaciones (2.88) y (2.96).
2.3. Estado del arte de los modelos de comportamiento
de los tejidos graso y glandular mamarios
Para el desarrollo de este trabajo es fundamental conocer el comportamiento de los
tejidos que van a tomar parte en el, es decir, en definitiva, disponer de las constantes de una
determinada funcion de energıa libre que permita simular la respuesta del material ante una
serie de solicitaciones o estados de carga. En la literatura se encuentran algunas referencias
sobre el comportamiento de los tejidos graso y glandular presentes en la mama, tanto de
caracter experimental como numerico, que se comentaran a continuacion. Por supuesto,
hay una amplia gama de funciones y constantes propuestas, aunque en todas referencias
encontradas coinciden en tratar los tejidos como isotropos y cuasi-incompresibles. El autor
del que proceden gran parte de los estudios y referencias en la literatura sobre este tema es
A. Samani.
La forma mas sencilla de abordar el problema de como modelar el comportamiento de
un determinado material, y de forma logica la primera opcion por la que se comienza, es
considerar que el comportamiento es de tipo elastico, esto es, determinar su modulo de Young
E, ya que hay que tener en cuenta que el material se considera incompresible, y por tanto, de
los dos parametro necesarios para caracterizar un material elastico, normalmente E y ν, este
ultimo queda conocido. En este sentido, Samani et al. [26] determinaron experimentalmente
el modulo de Young de muestras de tejido graso y fibroglandular y de tumores cancerıgenos.
46 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Las lıneas generales de este ensayo se explican en el apartado 2.3.1, puesto que es un ejemplo
bastante ilustrativo de los ensayos que suelen realizarse en tejidos, y ademas, dado que es el
que utiliza este autor siempre, con ligeras modificaciones, se evitara ası hacer comentarios
repetitivos a lo largo de esta seccion. Siempre que se haga referencia a un ensayo experimental
en estas lıneas, el lector podra dirigirse a consultar el dicho apartado.
Los resultados que aportaron para cada uno de los tejidos, basados en el calculo de la
pendiente de la curva fuerza-desplazamiento, son:
Tejido adiposo Tejido glandular Carcinoma
E(kPa) 1.9 1.8
Tabla 2.1: Modulo de Young para los tejidos graso y glandular y tumor [26].
Es importante decir que en el artıculo, a pesar de calcular el material como elastico, se
resalta el caracter claramente no lineal de la curva fuerza-desplazamiento.
Samani y Plewes [29] realizaron ensayos experimentales, mediante el mismo montaje que
en la referencia anterior, a muestras de grasa y de glandula, pero esta vez considerando los
materiales como hiperelasticos, con una funcion de energıa libre polinomial (N=2). Esta vez
para ajustar las constantes, hicieron uso del planteamiento de un problema inverso (apartado
2.3.1). Ası, daban unos valores medios y sus dispersiones para las cinco constantes:
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
Grasa 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Gandula 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
Tabla 2.2: Constantes del modelo polinomial N=2 para los tejidos graso y glandular [29].
Samani y Plewes de nuevo [30] estudiaron experimentalmente los tejidos tumorosos de
la mama femenina, calculando sus modulos de Young, pero a diferencia de la primera de
las referencias citadas, [26], lo calculaban planteando un problema inverso, y no mediante la
pendiente de la curva fuerza-desplazamiento. Un poco mas tarde publicaron un artıculo [31]
en el cual comparaban los modulos elasticos, calculados tambien mediante la misma tecnica,
2.3 Estado del arte de los modelos de comportamiento de los tejidos graso y glandularmamarios 47
de tejidos sanos de la mama con aquellos que estaban infectados por cancer. En este artıculo
resaltan que, bajo condiciones de deformaciones no muy elevadas, grasa y glandula tenıan un
comportamiento parecido y que al realizar un modelo de elementos finitos de la mama, quizas
no fuera necesario realizar segmentacion, si no tratarlo todo como un tejido homogeneo.
J. O’Hagan y A.Samani, en la misma linea, realizaron un estudio de las propiedades hi-
perelasticas de tejidos con una inclusion tumorosa [18] de forma experimental. La diferencia
con los anteriores es que en el centro de la muestra esta el tumor, y rodeandole tejido sano.
El tejido sano se modela como un material elastico y conocido, y el tumor mediante varios
modelos constitutivos diferentes: polinomial, Yeoh, Arruda-Boyce, Ogden, Mooney-Rivlin
y Neo-Hookeano. Los mismos autores continuaron con el estudio anterior de las propieda-
des hiperelasticas de los tumores, realizando mas pruebas y anadiendo un nuevo modelo
constitutivo, el de Veronda-Westmann [19].
La literatura comentada hasta ahora calcula las propiedades de los materiales haciendo
ensayos experimentales directamente sobre muestras de esos tejidos, para despues ajustar las
propiedades de forma numerica. Existen tambien referencias de ajustes usando modelos de
elementos finitos de mama. Ası, A.P. del Palomar et al. [6] realizaron un modelo de elemen-
tos finitos de la mama femenina, consistente en un material homogeneo (no consideraron los
distintos materiales, si no que los unificaron como si fuera uno) rodeado de piel. Las condi-
ciones de contorno impuesta fueron un empotramiento en el pecho. La piel se modelo como
un material polinomial N=2, con los resultados obtenidos en los experimentos de Gamba-
rotta et al. [12], y el material homogeneo con una funcion de energıa libre Neo-hookeana.
El objetivo es ajustar el parametro C1 del material homogeneo. Para ello, se realiza el mo-
delo de la mama con la paciente en posicion supina, a traves de imagenes TC (tomografıa
computerizada). En el modelo se aplica, en primer lugar, una fuerza de igual magnitud y
sentido contrario a la gravedad (se “contrarresta”la gravedad). Despues, en segundo lugar,
se aplica en el modelo la gravedad como si la paciente se encontrara en posicion vertical.
Durante la prueba, a la paciente se le colocan unos marcadores, y se mide su posicion
tanto en vertical como en horizontal. En el modelo de elementos finitos lo que se hace es
partir de la horizontal y ajustar la posicion de los marcadores en la vertical, obteniendo
ası el valor de la constante, pues el material debe comportarse de una forma determinada
para que los marcadores ajusten. Esto se realiza para una paciente, con una proporcion de
grasa estimada en un 90 %. Al modelo de una segunda paciente, con un porcentaje de grasa
48 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Figura 2.5: Proceso seguido en el modelo de elementos finitos. En primer lugar, y partiendo de
la posicion supina, se contrarresta la gravedad. En segundo lugar, se aplica la gravedad como si la
paciente estuviera en posicion vertical.
de aproximadamente el 60 %, le aplican el valor de la constante obtenido y comprueban si
es capaz de predecir las deformaciones y con que precision.
En general, la determinacion de las propiedades de un material dado, en terminos de las
constantes que caracterizan su funcion de energıa libre, es bastante complejo, y por ello la
dispersion de resultados encontrados en la literatura puede ser bastante grande. Para ilustrar
esta idea, se utilizara un artıculo de Tanner et.al [34], en el cual se evalua la precision con la
que los estudios basados en modelos de elementos finitos pueden predecir los desplazamientos
y deformaciones en la mama. Se realiza analizando la habilidad de los modelos para predecir
la posicion de 12 marcadores, quedandose con aquellos que cometen un error inferior a una
determinada cota. Los valores que aporta para una funcion de energıa libre de tipo polinomial
N=2 son los mostrados en la tabla 2.3:
C10 C01 C11 C20 C02 kPa
Grasa 46.4±10 -31.7±7 1.96± 0.64 37± 3.1 0.08±2
Gandula 26.07 : 263.1 -15.56 : -231.32 1.71 : 55.81 8.1 : 387.5 -0.02 : 0.52
Tabla 2.3: Constantes del modelo polinomial N=2 para los tejidos graso y glandular [34].
Se puede observar en la tabla 2.3 como los rangos para cada una de las constantes son
muy amplios, y lo que es mas, si compramos estas constantes con las que dan Samani et
2.3 Estado del arte de los modelos de comportamiento de los tejidos graso y glandularmamarios 49
al. [29] que se presentan en la tabla 2.2, en muchas de ella ni siquiera se solapan los rangos
y los valores son tremendamente dispares. Esto puede deberse a que, en general, con una
funcion que depende de 5 constantes puede haber muchas combinaciones de las mismas que
ajusten de forma aproximada un determinado comportamiento. Tambien es cierto que en
los ajustes mediante un modelo de elementos finitos de la mama, se modelan normalmente
solo dos posiciones, por ejemplo horizontal y vertical. Quizas si se probara a ajustar varias
posiciones y se minimizara el error en el conjunto de ellas, el rango de constantes se reducirıa,
aunque bien es cierto que el hecho de probar mas posiciones conlleva una preparacion, un
trabajo, un costo experimental y computacional y en general, un tiempo, bastante mas
elevados.
Para este trabajo se tomaran las constantes dadas por Samani et al. en [29], en primer
lugar porque las dispersiones de las constantes que da son menores, por lo que es mas facil
tomar un valor medio que sea representativo, y en segundo lugar porque al ser ensayos
especıficos de los materiales en cuestion, se ha considerado que son mas convenientes para
el estudio que se esta llevando a cabo en este trabajo.
2.3.1. Ensayo experimental
El sistema experimental utilizado para medir el comportamiento del material se trata de
un indentador cilındrico de 5mm de diametro y punta plana, conectado a un servomotor que
es el que realiza el papel de actuador. El tamano del indentador es suficientemente pequeno
para que la fuerza de contacto con la muestra se mantenga con la mınima precarga, pero
no excesivamente pequena para que “punzone”dicha muestra. El indentador es una pieza
clave en este tipo de ensayos experimentales, puesto que puede tener mucha influencia en
los resultados finales debido a alteraciones en los mismos por motivos como un contacto no
adecuado, efectos de friccion desconocidos en dicho contacto, etc.
Las muestras poseen unas dimensiones de 15x15x10mm3, extraıdas de un bloque mayor
de 30x30x20mm3. Es importante que al cortar el especimen, las caras sobre las que se va
a aplicar la indentacion sean lo mas paralelas posible, pues si no es ası, introduciremos
tensiones y efectos adicionales que pueden perturbar los resultados a la hora de ajustar las
propiedades, ya que en este ajuste estamos partiendo de la hipotesis de que las caras son
paralelas y cualquier desviacion de esta hipotesis introducira errores. Las muestras se apoyan
en el fondo de una cubeta, de forma que todas sus caras (menos la apoyada) estan libres, y se
50 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
sumergen en una solucion salina, de manera que el tejido se mantenga hidratado, tratando
que las condiciones del ensayo sean lo mas parecidas posible a las del cuerpo humano. En
esta misma lınea, se mantiene durante todo el ensayo una temperatura de 37o, simulando
la temperatura humana. La cubeta se encuentra sobre una celula de carga que es la que
proporcionara las medidas de fuerza a lo largo del ensayo.
Una vez todo se encuentra todo el dispositivo montado y el especimen situado, se acerca
el indentador a la muestra, aplicando una pequena precarga de entre 0.5 y 2.0 g para que
entre en contacto, dependiendo de la superficie de cada muestra. Este es el punto que se toma
como referencia para la deformacion. Se aplican 25 ciclos senoidales con amplitud 0.5mm y
una frecuencia entre 0.02 y 0.1 Hz (para tener unas condiciones de aplicacion de la carga
cuasi-estaticas) para el precondicionamiento, y despues se aplican 5 ciclos mas, en los que
se recogen datos de mediciones de fuerza y desplazamiento. Una vez se tienen los datos, se
obtiene una curva fuerza-desplazamiento, ajustando las propiedades del material en cuestion
a dicha curva, es decir, calculando las constantes de la funcion de energıa libre supuesta
para el material, de forma que reproduzca la curva obtenida experimentalmente. Para ello,
normalmente plantea un problema inverso. Utilizando un modelo de elementos finitos, se
calculan las fuerzas introduciendo como variable conocida el perfil de indentacion. Estas
fuerzas, en definitiva, dependen de las constantes de la funcion de energıa libre considerada en
el modelo. Se tienen las fuerzas experimentales y los desplazamientos obtenidos con el ensayo
de laboratorio, por lo que el problema se cierra planteando un ajuste mediante mınimos
cuadrados, en el cual se calculan las constantes minimizando el error cuadratico cometido,
es decir, el cuadrado de la diferencia entre las fuerzas experimentales y las calculadas con el
programa de elementos finitos para cada punto de la curva.
2.3 Estado del arte de los modelos de comportamiento de los tejidos graso y glandularmamarios 51
Figura 2.6: Montaje experimental utilizado por A.Samani.
52 Comportamiento mecanico de tejidos blandos
Capıtulo 3
Modelo y calculo numerico
Una vez se ha realizado la introduccion teorica y conocemos todas las variables que inter-
vienen en nuestro problema y las relaciones existentes entre ellas, se procede ahora a exponer
la metodologıa seguida para llevar a cabo los calculos numericos realizados y la obtencion
de resultados. En lıneas generales, la finalidad de estos calculos consiste en conseguir una
serie de resultados que sirvan despues para obtener, mediante un ajuste matematico, un
modelo de comportamiento del material mezcla de grasa y glandula, que reproduzca lo mas
fielmente posible los resultados obtenidos.
Debido a que la proporcion de grasa en la mama femenina varıa de una mujer a otra, se
han analizado varias proporciones de grasa (0 %, 10 %, 30 %, 50 %, 70 %, 90 %, 100 %), con 8
modelos de elementos finitos para cada una con diferentes distribuciones aleatorias de grasa.
Cada modelo de elementos finitos se ha sometido a casos de carga de compresion, traccion
y cortante, ajustando unas constantes del modelo de comportamiento para cada modelo de
EF de forma que se minimice el error cometido en la respuesta del modelo frente a los tres
casos de carga de forma conjunta. Finalmente, se comprueba si el modelo de comportamiento
propuesto (con unas constantes intermedias) se ajusta correctamente al material compuesto,
formado por grasa y tejido glandular.
En esta seccion se explicara el modelo de elementos finitos utilizado, las cargas y con-
diciones de contorno impuestas a dicho modelo, y el proceso de ajuste llevado a cabo para
obtener el modelo de comportamiento del material mezcla de los dos tejidos en cuestion.
53
54 Modelo y calculo numerico
3.1. Modelo de elementos finitos
En primer lugar, se realiza un modelo en un programa de calculo mediante elementos
finitos. En este caso el software utilizado es Abaqusr. Habitualmente, cuando se trabaja con
este tipo de programas, es deseable que el modelo utilizado sea lo mas sencillo posible, al igual
que en otros muchos campos de la ingenierıa. De esta forma se consiguen muchas ventajas,
entre las cuales destacan la sencillez a la hora de modelar el problema, la minimizacion de
errores cometidos, una mayor claridad y facilidad para interpretar los resultados obtenidos,
etc. Por supuesto existen muchos casos, como por ejemplo el estudio de una determinada
pieza, en el que el modelo viene dado y no es posible elegirlo a voluntad.
Por tanto, para este trabajo se ha elegido un modelo sencillo, consistente en un cubo de
medidas 1x1x1 mm. Realmente en el programa no se especifican las unidades que van a ser
utilizadas, es necesario ser coherentes con las unidades a fin de poder analizar los resultados
obtenidos correctamente. En este caso para las entradas al programa, se considerara como
unidad de longitud el mm y como unidad de tension presion el MPa, de forma que si por
ejemplo obtenemos una fuerza como resultado, esta estara expresada en N. Dicho cubo se
ha subdividido en 8000 elementos del mismo tamano, de forma que existen 20 elementos
por arista (20x20x20=8000 elementos en total). Se ha considerado que este numero de ele-
mentos constituye una malla lo suficientemente fina para el estudio que se lleva a cabo. Los
elementos utilizados para este analisis son elementos tridimensionales solidos, hexaedricos
de 8 nodos de tipo hıbrido, indicados para el analisis de problemas mecanicos con materiales
de tipo incompresible, ya que estan basados en una formulacion mixta, que usa una mezcla
de variables de desplazamiento y tension para aproximar las ecuaciones de equilibrio y com-
patibilidad. Utilizando elementos con una formulacion en la que solo aparecen variables en
desplazamiento pueden producirse problemas numericos y bloqueos, ya que ante desplaza-
mientos muy pequenos pueden producirse aumentos de presion muy grandes. Por ello en los
elementos hıbridos se utiliza una presion hidrostatica como una variable independiente mas,
relacionada con los desplazamientos a traves de las ecuaciones del problema e implementada
de forma que puede ser entendida como un multiplicador de Lagrange.
Una vez tenemos la geometrıa del modelo, es necesario asignarle a cada elemento las pro-
piedades del material, tejido graso o glandular. Dichas propiedades se asignaran de forma
aleatoria a los elementos en funcion de la proporcion de grasa que vaya a tener el modelo.
Para ello se realiza un programa en Matlabr, cuyas entradas son el numero de elementos y
3.1 Modelo de elementos finitos 55
Figura 3.1: Modelo de elementos finitos.
56 Modelo y calculo numerico
el porcentaje de grasa deseados. El programa va seleccionando de forma aleatoria numeros
entre el 1 y el numero maximo de elementos, es decir, va “eligiendo” elementos aleatorios,
y los va almacenando en un archivo de texto. Cuando se alcanza el numero de elementos
correspondientes a tejido graso, deja de escribir en el archivo, y asigna todos los elementos
restantes a tejido glandular, guardando los numeros en otro archivo de texto. Por lo tanto,
al final se tienen dos archivos, cada uno de los cuales contiene los numeros de los elementos
a los que se les va a asignar las propiedades de cada uno de los tejidos. Estos archivos se
definen como entradas (inputs) para el programa Abaqusr. En la figura 3.2 se muestran
una serie de imagenes en las que se representan cinco modelos de elementos finitos, cada uno
con una proporcion diferente de los materiales utilizados, correspondientes a los porcentajes
de 90 %, 70 %, 50 %, 30 % y 10 % de grasa. Aparecen pintados en azul los elementos corres-
pondientes a grasa y en gris los de tejido glandular. Se puede apreciar como los elementos
estan aleatoriamente distribuidos y como varıan claramente las cantidades de cada uno de
ellos en funcion del porcentaje.
En un primer momento, se decidieron realizar las simulaciones considerando ambos ma-
teriales como hiperelasticos, isotropos y cuasi-incompresibles, modelados mediante una fun-
cion de energıa libre Neo-Hookeana, tomando valores para la constante C1 de referencias
como [34] o [6]. Ası, de los rangos para esta constante presentados en [34], se eligieron los
valores medios mostrados en la tabla 3.1. Se comenzo por un modelo sencillo, que solo de-
pendıa de una constante, por un motivo claro: si esta funcion de energıa libre ajustaba
correctamente y funcionaba bien, el modelo obtenido como resultado serıa tambien mucho
mas sencillo y por consiguiente, los calculos y deducciones derivados de el.
Tejido adiposo Tejido glandular
C1(kPa) 1.815 52.56
Tabla 3.1: Valores elegidos para C1 para los tejidos graso y glandular [34].
Sin embargo, al realizar las simulaciones, los resultados que se obtenıan para el rango
de alargamientos utilizado eran muy lineales. Esto puede observarse en la figura 3.3, don-
de se muestra representada la funcion Neo-Hookeana para las constantes de tejido graso y
glandular utilizadas. Se aprecia de forma clara como para los alargamientos mostrados en
3.1 Modelo de elementos finitos 57
(a) 90 % de grasa - 10 % de glandula (b) 70 % de grasa - 30 % de glandula
(c) 50 % de grasa - 50 % de glandula (d) 30 % de grasa - 70 % de glandula
(e) 10 % de grasa - 90 % de glandula
Figura 3.2: Distribucion de los elementos segun la proporcion de los materiales.
58 Modelo y calculo numerico
la figura, ambas son practicamente una recta. Se considero, teniendo en cuenta la documen-
tacion realizada y la literatura consultada, que dicho comportamiento no era realista pues
en todos los ensayos experimentales se aprecia un claro comportamiento no lineal. Para un
rango de deformaciones pequeno, en las que los alargamientos tengan una variacion menor,
quizas pueda considerarse este comportamiento como valido, pero para deformaciones tan
grandes como las simuladas se considera que es mas conveniente la utilizacion de un modelo
que pueda recoger las no linealidades de la respuesta del material.
0.6 0.8 1.0 1.2 1.4Λ
-150
-100
-50
50
100
150
ΣHkPaL
Glándula
Grasa
Figura 3.3: Grafico tension-alargamiento para los valores de C1 dados en la tabla 3.1.
De esta forma, ambos materiales van a ser considerados hiperelasticos, isotropos y cuasi-
incompresibles, modelados mediante una funcion de energıa libre polinomial con cinco termi-
nos (N=2), cuyas constantes se han obtenido de la literatura [29] y que se presentan en la
tabla 3.2. Estas funciones son capaces de recoger mucho mejor las no linealidades del com-
portamiento del material.
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
Grasa 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Glandula 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
Tabla 3.2: Constantes del modelo polinomial N=2 para los tejidos graso y glandular [29].
3.2 Cargas y condiciones de contorno 59
De esta forma ya se tiene el modelo de elementos finitos completamente definido en
cuanto a geometrıa y con todos los elementos distribuidos y determinados, tanto tipo co-
mo propiedades mecanicas de los materiales. Para completarlo, sera necesario imponer las
condiciones de contorno y las cargas, lo cual se precisara en el apartado 3.2.
3.2. Cargas y condiciones de contorno
En un modelo de elementos finitos es fundamental imponer correctamente las condicio-
nes de contorno y las cargas aplicadas, ya que de ello dependera en gran medida que la
simulacion que se realice sea realmente la que se desea simular. En este trabajo en concreto,
se impondran todas las condiciones de contorno en desplazamientos, ya sean restringidos o
impuestos.
Se analizan, para cada modelo de elementos finitos simulado, tres casos de carga, corres-
pondientes a una traccion uniaxial, una compresion uniaxial, y un cortante. A lo largo de
esta seccion, se hara referencia a los ejes cartesianos como 1,2 y 3 o como x, y y z, en este
mismo orden.
3.2.1. Desplazamientos restrigidos
Las condiciones de contorno en desplazamientos restringidos son iguales para los tres
casos de carga, es decir, el cubo se “sustenta”de la misma forma para todos los modelos de
elementos finitos simulados. Estas condiciones de contorno son (expresados en los ejes que
se muestran en la figura 3.1):
Desplazamiento restringido en la direccion x para todos los nodos que se encuentran
contenidos en el plano x=0, es decir, el plano coordenado yz.
Desplazamiento restringido en la direccion y para todos los nodos que se encuentran
contenidos en el plano y=0, es decir, el plano coordenado xz.
Desplazamiento restringido en la direccion z para todos los nodos que se encuentran
contenidos en el plano z=0, es decir, el plano coordenado xy.
Como puede observarse, estas condiciones de contorno son las correspondientes a impo-
ner relaciones de simetrıa en las tres direcciones de los ejes de coordenados, en un cuerpo
60 Modelo y calculo numerico
libre en el espacio sometido a una serie de condiciones de contorno simetricas en fuerzas o
desplazamientos impuestos.
3.2.2. Desplazamientos impuestos
Las condiciones de contorno en desplazamientos impuestos seran las que impongan la
deformacion al modelo de elementos finitos simulado, generado por tanto los estados tensio-
nales en el. Estas, evidentemente, seran diferentes para cada uno de los tres casos de carga
considerados y se explican a continuacion.
Traccion uniaxial
Para el caso de traccion uniaxial, se forzaran los desplazamientos en una de las direcciones
(en este caso la direccion z, dejando libres los desplazamientos en las otras dos direcciones
y, x). Por tanto, se impondra un desplazamiento positivo, de valor igual a 0.5 (por lo que
λ3=1.5, ya que el cubo en su configuracion inicial tenıa un lado de dimension unidad), a
todos los nodos que se encuentra en la cara z=1, en la direccion z.
Compresion uniaxial
El caso de compresion es analogo al de traccion, pero aplicando el desplazamiento en
sentido contrario. Se forzaran los desplazamientos en una de las direcciones (en este caso la
direccion z, dejando libres los desplazamientos en las otras dos direcciones y, x). Por tanto,
se impondra un desplazamiento negativo, de valor igual a -0.5 (por lo que λ3=0.5, ya que el
cubo en su configuracion inicial tenıa un lado de dimension unidad), a todos los nodos que
se encuentra en la cara z=1, en la direccion z.
A pesar de que las simulaciones se han realizado bajo estas condiciones de contorno, a la
hora de ajustar los resultados a la funcion polinomial para obtener las constantes (apartado
3.3), solo se han ajustado los puntos hasta un valor de λ3=0.7. Esto se debe a que para
valores de λ3 cercanos a 0.5, la funcion no se ajustaba correctamente. Esto se puede explicar
debido a que el estado de deformacion correspondiente a λ3=0.5 genera unas tensiones mucho
mayores que el de λ3=1.5, como se puede ver, aunque para unos valores ilustrativos, en la
figura 2.3, por lo que se considero mas conveniente ajustar hasta un valor menor de λ3=0.7,
y despues comprobar que los errores hasta λ3=0.5 eran aceptables. Hay que tener tambien
en cuenta que los valores de las constantes utilizados en este trabajo, tabla 3.2, y extraıdas
3.2 Cargas y condiciones de contorno 61
de la literatura [29], fueron calculadas para valores de deformacion (aproximadamente un
10 %) mucho menores de los simulados en este trabajo.
Cortante
Para el caso de cortante, se forzaran los desplazamientos en dos de las direcciones, en y y
en z, dejando libres los desplazamientos en las otra direccion x. Se realizara una traccion en
la direccion z y una compresion en la direccion y. Estos dos desplazamientos impuestos estan
relacionados entre sı, como se puede observar en el tensor gradiente de deformaciones que
se muestra en la expresion (2.83c). Por ello, hay que introducir las condiciones de contorno
de modo que en todo momento se cumpla que λ2= 1λ3
. Ası, se impondra un desplazamiento
final positivo, de valor igual a 0.5 (por lo que λ3=1.5), a todos los nodos que se encuentra
en la cara z=1, en la direccion z, y un desplazamiento final negativo, de valor igual a 0.3
(por lo que λ2=0.6), a todos los nodos que se encuentra en la cara y=1, en la direccion
y. Hay que recalcar que aunque estos son los valores de desplazamiento impuestos para la
configuracion final, la relacion inversa entre los alargamientos debe mantenerse a lo largo de
todos los pasos intermedios de calculo del programa de elementos finitos. Pues si solo impo-
nemos los desplazamientos finales, en los subpasos de carga el programa impondra valores
de desplazamiento que no tienen porque cumplir dicha relacion, y a la hora de ajustar la
curva obtenida se cometeran errores.
En un primer momento, se trato de simular un caso de cortante tal y como el que se
muestra en la figura 2.4, sin embargo, esto ofrecıa una serie de problemas a la hora de
imponer las condiciones de contorno en Abaqusr. Si se simula este caso de carga en teorıa
de pequenas deformaciones y desplazamientos, no existe problema, ya que las configuraciones
inicial y actual coinciden. Sin embargo, en una teorıa mas general que la de la elasticidad, la
teorıa de los medios continuos, que es la que esta siendo usado en este trabajo, si imponemos
un desplazamiento paralelo a una cara, dicha cara se deformara y se movera, de manera que
cambiara de orientacion, pero la fuerza sigue estando aplicada en la direccion inicial. Por ello,
se esta simulando un caso de carga que no es realmente el deseado. Debido a estos problemas,
se considero que era mas sencillo realizar el tratamiento en direcciones principales que se
desarrolla en el el apartado 2.2.3.
62 Modelo y calculo numerico
3.3. Ajuste por mınimos cuadrados
Con el modelo de elementos finitos ya totalmente determinado: geometrıa, elementos,
propiedades de los materiales y condiciones de contorno; es posible llevar a cabo las simu-
laciones y obtener los resultados. Lo que cabe preguntarse ahora es que resultados debemos
extraer del programa, es decir, que variables necesitamos para nuestro ajuste.
Las ecuaciones que van a ser utilizadas para el calculo de las constantes del modelo
polinomial son, para los casos de carga de traccion y compresion, la numero (2.82), y para el
de cortante, las numero (2.85). Estas ecuaciones relacionan un parametro de tension con uno
de deformacion. Por lo tanto, si conseguimos extraer del programa la informacion sobre los
valores de estos parametros durante las simulaciones, las unicas incognitas de las ecuaciones
(2.82) y (2.85) seran las constantes de la funcion de energıa polinomial.
La ecuacion (2.82), valida tanto para compresion como para traccion, relaciona la tension
de Cauchy en la direccion de compresion traccion con el alargamiento en esa misma direc-
cion. Las ecuaciones (2.85) relacionan las tensiones de Cauchy en las direcciones 2 y 3 (de
compresion y de traccion respectivamente) con el alargamiento en la direccion 3. Se deben
obtener entonces de Abaqusrlas tensiones y alargamientos mencionados. Sin embargo, estos
valores no es posible extraerlos “directamente”del programa, aunque si pueden calcularse a
partir de otros dados.
Como variables de salida del programa se tomaran los desplazamientos de las tres caras
del cubo que se encuentran libres, y las fuerzas de reaccion que se generan en cada una de las
tres caras del cubo que tienen impuestas condiciones de contorno de restriccion de despla-
zamientos. Mediante los desplazamientos de las caras es posible calcular los alargamientos
en cada una de las direcciones:
λi = 1 + ui i = 1, 2, 3 (3.1)
De esta forma ya se dispondrıa de la variable λ que aparece en las ecuaciones (2.82) y
(2.85) (λ3 en todos los casos).
Para calcular la tension de Cauchy, se hara uso de las fuerzas de reaccion. Sumando
las correspondientes a cada una de las caras, se tienen las fuerzas totales que actuan en
cada una de las direcciones. Para calcular la tension, deben dividirse estas fuerza por un
area. Si queremos obtener la tension de Cauchy, que es la que aparece en las ecuaciones a
usar, debemos dividir por el area en la configuracion actual. Sin embargo este area es mas
3.3 Ajuste por mınimos cuadrados 63
complicada de calcular, por lo que podemos dividir las fuerzas de reaccion por el area en
la configuracion inicial (igual a 1, ya que las aristas del cubo eran de dimension unidad),
obteniendo ası las componentes del primer tensor de tensiones de Piola-Kirchhoff. Este tensor
se relaciona con el de Cauchy a traves de la expresion (2.21), de forma que:
σ = J−1PFT (3.2)
y teniendo en cuenta que el material es incompresible, J = 1, que el area en la configuracion
inicial es la unidad y que los tensores de tension de Cauchy y gradiente de deformaciones
son diagonales para los tres casos de carga considerados, queda:
σi = Piλi = RFiλi i = 1, 2, 3 (3.3)
siendo RFi la fuerza de reaccion total en la direccion i. De esta forma se tienen ya los valores
necesarios, y unicamente resta el calculo de las constantes del modelo polinomial.
Para cada uno de los modelos de elementos finitos, correspondientes a una proporcion de
grasa, una distribucion aleatoria y a un caso de carga dados, tenemos una nube de puntos
que relacionan σ − λ y que conforman una curva. Se desea ajustar esa curva, mediante las
ecuaciones anteriores, usando la tecnica de mınimos cuadrados, que se basa en minimizar el
error cuadratico total, es decir, se trata de minimizar la suma de los errores cuadraticos en
cada punto:
Min E = Min
N∑i=1
(σi − σteo)2 (3.4)
siendo N el numero total de puntos ajustados, σi las tensiones obtenidas mediante el pro-
grama de elementos finitos correspondientes a cada uno de esos puntos y σteo el valor de la
tension calculada de forma teorica (en este caso mediante las ecuaciones (2.82), (2.85a) o
(2.85b)).
Para el caso de traccion y compresion (cada caso por separado), debido a que existe
unicamente una tension a ajustar, la ecuacion (3.4) quedarıa:
Min
N∑i=1
(σi − σteo)2 = Min
N∑i=1
(σi − f(λi, C10, C01, C11, C20, C02))2 (3.5)
Como puede verse, el ultimo termino de la ecuacion (3.5) es funcion de las constantes
del modelo polinomial y del alargamiento, λi, en cada uno de los puntos ajustados.
64 Modelo y calculo numerico
Para el caso de cortante, al existir dos tensiones a ajustar en el modelo, la ecuacion (3.4)
se modificarıa ligeramente, siendo:
Min
N∑i=1
((σ2i − σ2teo)
2 + (σ3i − σ3teo)2)
=
= Min
N∑i=1
((σ2i− f2(λi, C10, C01, C11, C20, C02))2 + (σ3i− f3(λi, C10, C01, C11, C20, C02))2
)(3.6)
donde σ2i y σ3i son las tensiones calculadas mediante el programa de elementos finitos en
las direcciones 2 (y) y 3 (z ) respectivamente, y σ2teo y σ3teo son los valores de la tension
calculada de forma teorica en las direcciones 2 (y) y 3(z ) respectivamente, y que igual que
en los casos de compresion y traccion, dependen de las constantes del modelo polinomial y
de los alargamientos para cada uno de los puntos ajustados.
Ası, si se quieren calcular las constantes que minimizan el error cuadratico para cada uno
de los modelos de EF, habra que establecer un sistema de ecuaciones. Para ello, derivamos la
ecuacion (3.5) (para el caso de cortante el razonamiento serıa analogo utilizando la ecuacion
(3.6)) con respecto a cada una de las cinco constantes de las que depende, e igualamos a
cero:
∂E
∂Cjk=∂(∑N
i=1(σi − σteo)2)
∂Cjk= 0 j + k = N = 1, 2 j, k > 0 (3.7a)
N∑i=1
(σi∂σteo∂Cjk
)−N∑i=1
(σteo∂σteo∂Cjk
) = 0 (3.7b)
N∑i=1
(σi∂f(λi, Cjk)
∂Cjk)−
N∑i=1
(f(λi, Cjk)∂f(λi, Cjk)
∂Cjk) = 0 (3.7c)
obteniendo ası un sistema de cinco ecuaciones con cinco incognitas, que resolvemos mediante
un programa realizado en Matlabr.
Con esto, se calculan las constantes del modelo polinomial para cada modelo de elemen-
tos finitos y cada caso de carga. El criterio seguido para estimar la bondad del ajuste es el
valor de la funcion de minimizacion. Cuando el error es suficientemente pequeno, en com-
paracion con el rango de magnitud que esta ajustando, se dan por validas las constantes.
3.3 Ajuste por mınimos cuadrados 65
Se comenzo utilizando para evaluar la bondad el coeficiente de determinacion R2, definido
mediante:
R2 =V arianza explicada
V arianza total=
∑Ni=1(y∗i − y)2∑Ni=1(yi − y)2
(3.8a)
donde N es el numero de puntos total a ajustar, y∗i es el valor correspondiente a la curva de
ajuste (valor calculado o ajustado), yi es el valor del punto a ajustar, y finalmente y es la
media:
y =
∑Ni=1 yiN
(3.8b)
Pero se vio que este parametro no funcionaba del todo bien, dando valores en algunas
ocasiones por encima de uno, lo cual no es posible segun la definicion de R2, lo que llevo a
pensar que en el caso de ajustes fuertemente no lineales esta forma de estimacion de la
bondad puede no ser demasiado fiable.
De mayor interes es la obtencion de las constantes del modelo polinomial, para cada
uno de los modelos de elementos finitos, pero ajustandolas para los tres casos de carga de
forma conjunta. De esta forma, la funcion de minimizacion tendrıa ahora cuatro terminos,
uno para la compresion, uno para la traccion y dos para el cortante. La expresion siguiente
muestra como serıa:
Min
N∑i=1
((σCi − σC.teo)2 + (σTi − σT.teo)2 + (σ2i − σ2teo)
2 + (σ3i − σ3teo)2)
(3.9)
donde ha sido necesario introducir los subındices C y T para referir los casos de compresion y
traccion respectivamente y poder diferenciarlos, ya que en la nomenclatura anterior se habıan
unificado las dos cargas a efectos de notacion. El resto de la nomenclatura se mantiene.
Aplicando un desarrollo analogo al de las ecuaciones (3.7), se consigue el correspondien-
te sistema de cinco ecuaciones con cinco incognitas. Resolviendolo tambien mediante un
programa realizado en Matlabr, se calculan las constantes de la funcion de energıa libre
polinomial que minimizan el error al simular cualquiera de los casos de carga en cuestion.
El programa de minimizacion comienza a resolver a partir de una solucion inicial que
le aporta el usuario. Posee una tolerancia que establece el criterio de parada. Cuando la
66 Modelo y calculo numerico
magnitud del ultimo cambio en la suma de los cuadrados del vector de soluciones, o el
gradiente de esta suma de cuadrados, son inferiores a la tolerancia, el programa establece
que ha encontrado la solucion.
Capıtulo 4
Resultados
En este apartado se comentan los resultados del trabajo. Para cada modelo de elementos
finitos, se han calculado las constantes que minimizan el error teniendo en cuenta los tres
casos de carga (traccion, compresion y cortante) por separado, y de forma conjunta. En
particular, para cada uno de los 8 modelos de cada una de las proporciones de grasa consi-
deradas, 10 %, 30 %, 50 %, 70 % y 90 %, se han obtenido un conjunto de constantes para los
casos de: traccion, compresion, cortante, traccion + compresion y traccion + compresion +
cortante. Para cada porcentaje de grasa, se ha calculado la media y la desviacion tıpica de
las constantes, teniendo en cuenta los 8 resultados existentes. A continuacion se presentan
los resultados obtenidos en cada uno de los casos calculados junto con una serie de graficas
para ilustrarlos, ordenados cronologicamente segun la realizacion de cada uno de los casos, lo
cual en principio serıa irrelevante, pero justifica la utilizacion de la solucion inicial aportada
al programa como veremos posteriormente.
4.1. Compresion
El caso de compresion es el que primero se lleva a cabo. Se parte de una solucion inicial
arbitraria, en la cual cada constante se elige en el rango entre las constantes correspondientes
de grasa y glandula. Ası, se ejecutan los 8 casos para cada proporcion de grasa y el programa
aporta las constantes medias y desviaciones presentadas en la tabla 4.1.
67
68 Resultados
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
0 % GRASA 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
10 % GRASAµ 3.0972 3.0028 44.2465 71.6849 88.6473
σ 0.0065 0.0063 0.0897 0.0689 0.0278
30 % GRASAµ 2.7439 3.3558 42.2365 61.3411 77.5232
σ 0.0100 0.0104 0.1689 0.1064 0.0741
50 % GRASAµ 2.4818 3.6158 39.3358 51.9119 67.1138
σ 0.0138 0.0135 0.2771 0.1819 0.1182
70 % GRASAµ 2.4571 3.6394 34.3179 44.5116 58.0916
σ 0.0090 0.0088 0.1314 0.1033 0.0542
90 % GRASAµ 2.7611 3.3364 27.2680 39.3232 50.3663
σ 0.0037 0.0037 0.0548 0.0412 0.0252
100 % GRASA 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Tabla 4.1: Valores medios y desviaciones estandar obtenidas para las constantes del modelo
polinomial, para el caso de compresion. El valor de µ corresponde a la media y el valor de
σ a la desviacion estandar.
En la tabla 4.1 se observa como los valores de las constantes son del orden de los iniciales
para tejido graso y glandular puro, lo cual es bastante razonable. Para el caso de C11, C20 y
C02, estas se encuentran dentro de los lımites definidos por las constantes para 0 % y 100 %
de tejido adiposo y ademas con una variacion bastante progresiva en funcion de la proporcion
de grasa. Sin embargo, C10 y C01, se salen fuera del rango establecido por las constantes
correspondientes a los tejidos “puros”, y aparentemente no siguen una ley de variacion, al
menos que sea reconocible a simple vista. Se puede observar como todos los valores de C10
se encuentran por debajo del lımite inferior, mientras que todo los valores de C01 estan por
encima del lımite superior. A pesar de todo, sus valores son muy proximos a C10 y C01 de
grasa y glandula.
Por otra parte, se aprecia que las desviaciones estandar para cada una de las medias
4.1 Compresion 69
presentadas son muy pequenas, lo que indica que el valor de la media es representativo del
conjunto de simulaciones realizadas. Tambien parece demostrar que las distintas distribucio-
nes aleatorias para unas mismas cantidades de tejido no afectan demasiado a las constantes,
mientras que como se puede apreciar claramente, dichas cantidades de tejido sı. Tambien es
posible observar como las mayores desviaciones se producen para el caso de 50 % de grasa,
lo cual en principio tiene sentido ya que es el caso que mas mezcla tiene, es decir, el que mas
se aleja de un material puro, y para la constante C11.
Esta simulacion de compresion, como se comento en el apartado 3.2.2, se ha ajustado
para valores del alargamiento entre 0.7 y 1. En este rango, el error medio cometido, teniendo
en cuenta los 8 resultados, es muy pequeno y del mismo orden para todo los porcentajes de
tejido graso como se muestra en la tabla 4.2. En esta tabla se presentan los errores medios
absolutos y los medios relativos aproximados, teniendo como referencia para estos ultimos
el rango de tensiones de cada una de las curvas.
10 % 30 % 50 % 70 % 100 %
Error absoluto (10−4Nmm−2) 3 · 10−7 6 · 10−7 9 · 10−7 8 · 10−7 3 · 10−7
Error relativo ( %) 7 · 10−8 1 · 10−7 3 · 10−7 3 · 10−7 1.5·10−7
Tabla 4.2: Errores absolutos y medios para el caso de compresion.
Se observa claramente en los resultados presentados en la tabla 4.2 que los errores, tanto
absolutos como relativos, son muy pequenos, dando una idea de que el ajuste es bastante
bueno. En el tramo correspondiente a alargamientos entre 0.5 y 0.7, a pesar de que los
errores cometidos con estas constantes son mucho mayores que los mostrados en la tabla
4.2, se comprueba que tambien ajustan bastante bien, siendo aproximadamente el mayor
error absoluto en esta zona de 15 · 10−4Nmm−2 y el error relativo del 0.5 %.
En la grafica 4.1 se muestran las curvas tension - alargamiento en compresion, obtenidas
mediante las constantes que se presentan en la tabla 4.1, para cada una de las proporciones
de grasa estudiadas.
70 Resultados
Figura 4.1: Grafica tension - alargamiento para cada proporcion de grasa, en compresion.
Se aprecia en la grafica 4.1 como las mayores tensiones se registran cuanto mayor es el
porcentaje de glandula, lo cual es logico porque al ser mas rıgida que la grasa, para un mismo
desplazamiento presenta un oposicion mayor. Se observa como las diferencias de tensiones
son bastante grandes en el rango de 0 % a 100 % de tejido adiposo, y por supuesto, como el
comportamiento en este tramo es fuertemente no lineal.
A continuacion se presenta una grafica (figura 4.2) en la que se ha representado de forma
conjunta la curva obtenida para el 50 % de grasa mediante las constantes mostradas en
la tabla 4.1 y los puntos calculados mediante la simulacion de elementos finitos para uno
de los 8 casos existentes. Se ha tomado esta curva, a modo de ejemplo, porque es la mas
desfavorable, ya que es la que mas se aleja del comportamiento de los dos materiales iniciales
y es en la que cabe esperar mas errores y mas desviaciones, como se puede ver en la tabla
4.2.
4.2 Traccion 71
Figura 4.2: Curva junto con los puntos numericos para el caso de compresion.
Se aprecia en la figura 4.2 como los puntos practicamente se solapan con la curva, indi-
cativo de que el ajuste es muy bueno y que las constantes son capaces de reproducir el caso
de carga con bastante exactitud.
4.2. Traccion
El caso de traccion se lleva a cabo en segundo lugar. Se parte de una solucion inicial que
corresponde a la solucion obtenida para el caso de compresion. Ası, se ejecutan los 8 casos
para cada proporcion de grasa y el programa aporta las constantes medias y desviaciones
presentadas en la tabla 4.3.
72 Resultados
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
0 % GRASA 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
10 % GRASAµ 3.4648 2.6345 43.9419 72.4958 88.1420
σ 0.0117 0.0122 0.1454 0.0458 0.1102
30 % GRASAµ 3.6095 2.4941 40.1146 63.9237 77.2126
σ 0.0136 0.0144 0.1825 0.0509 0.1358
50 % GRASAµ 3.6488 2.4589 35.4763 55.8922 67.3390
σ 0.0240 0.0250 0.1928 0.0801 0.1578
70 % GRASAµ 3.6868 2.4158 31.6377 47.9454 57.5669
σ 0.0161 0.0166 0.1306 0.0509 0.1208
90 % GRASAµ 3.4390 2.6593 26.4271 40.8910 49.6962
σ 0.0290 0.0302 0.3008 0.1055 0.2385
100 % GRASA 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Tabla 4.3: Valores medios y desviaciones estandar obtenidas para las constantes del modelo
polinomial, para el caso de traccion. El valor de µ corresponde a la media y el valor de σ a
la desviacion estandar.
En la tabla 4.3 se observa, al igual que en el caso anterior de traccion, como los valores
de las constantes son del orden de los iniciales para tejido graso y glandular puro, lo cual
es bastante razonable. Para el caso de C11, C20 y C02, estas se encuentran dentro de los
lımites definidos por las constantes para 0 % y 100 % de tejido adiposo y ademas con una
variacion bastante progresiva en funcion de la proporcion de grasa. C10 y C01, al igual que
en compresion, se salen fuera del rango establecido por las constantes correspondientes a los
tejidos “puros”, y aparentemente no siguen una ley de variacion, al menos que sea reconocible
a simple vista. Sin embargo, se puede observar como sus valores tienen la tendencia inversa
que en el caso de compresion, es decir, todos los valores de C10 se encuentran por encima
del lımite superior, mientras que todo los valores de C01 estan por debajo del lımite inferior.
A pesar de todo, sus valores son muy proximos a C10 y C01 de grasa y glandula.
4.2 Traccion 73
Por otra parte, se observa que las desviaciones estandar para cada uno de las medias
presentadas son tambien muy pequenas, lo que indica que el valor de la media es represen-
tativo del conjunto de simulaciones realizadas. Tambien parece consolidar la idea de que las
distintas distribuciones aleatorias para unas mismas cantidades de tejido no afectan dema-
siado a las constantes, mientras que como se puede apreciar claramente, dichas cantidades
de tejido sı. Es posible ver como las mayores desviaciones se siguen produciendo para el caso
de 50 % de grasa, lo cual en principio tiene sentido ya que es el caso que mas mezcla tiene,
es decir, el que mas se aleja de un material puro, y para la constante C11. Esta tendencia es
equivalente al caso de compresion.
Las simulaciones de traccion se han ajustado para valores del alargamiento entre 1 y
1.5. En este rango, el error medio cometido, teniendo en cuenta los 8 resultados, es muy
pequeno y del mismo orden para todo los porcentajes de tejido graso como se muestra en
la tabla 4.4. En esta tabla se presentan los valores medios absolutos y los medios relativos
aproximados de los errores, teniendo como referencia para estos ultimos el rango en el que
varıan las tensiones de cada caso.
10 % 30 % 50 % 70 % 100 %
Error absoluto (10−4Nmm−2) 2 · 10−6 3 · 10−6 5 · 10−6 3 · 10−6 2 · 10−6
Error relativo ( %) 3.7·10−7 5.7·10−7 1 · 10−6 8.7·10−7 5.5·10−7
Tabla 4.4: Errores absolutos y medios para el caso de traccion.
Se puede apreciar claramente en los resultados presentados en la tabla 4.2 que los erro-
res, tanto absolutos como relativos, son muy pequenos, dando una idea de que el ajuste
es bastante bueno. Los errores absolutos son algo mayores que en el caso de compresion,
pero tambien es cierto que se esta ajustando un rango de alargamientos mayor. Los errores
relativos, aunque un poco mayores, son del mismo orden.
En la grafica 4.3 se muestran las curvas tension - alargamiento en traccion, obtenidas
mediante las constantes que se presentan en la tabla 4.3, para cada una de las proporciones
de grasa estudiadas.
74 Resultados
Figura 4.3: Grafica tension - alargamiento para cada proporcion de grasa, en traccion.
Se aprecia en la grafica 4.1 como las mayores tensiones se registran tambien cuanto mayor
es el porcentaje de glandula, por el motivo expuesto en el apartado 4.1. Se observa como las
diferencias de tensiones son bastante grandes en el rango de 0 % a 100 % de tejido adiposo,
y por supuesto, como el comportamiento en este tramo es fuertemente no lineal.
A continuacion se presenta una grafica (figura 4.4) en la que se ha representado de forma
conjunta la curva obtenida para el 50 % de grasa mediante las constantes mostradas en
la tabla 4.3 y los puntos calculados mediante la simulacion de elementos finitos para uno
de los 8 casos existentes. Se ha tomado esta curva, a modo de ejemplo, porque es la mas
desfavorable, ya que es la que mas se aleja del comportamiento de los dos materiales iniciales
y es en la que cabe esperar mas errores y mas desviaciones, como se puede ver en la tabla
4.4.
4.3 Intercambio de las constantes entre compresion y traccion 75
Figura 4.4: Curva junto con los puntos numericos para el caso de traccion.
Se aprecia en la figura 4.4 como los puntos practicamente se solapan con la curva, indi-
cativo de que el ajuste es muy bueno y que las constantes son capaces de reproducir el caso
de carga con bastante exactitud.
4.3. Intercambio de las constantes entre compresion y
traccion
Una vez terminado el ajuste de las constantes para estos dos casos de carga por separado,
cabe preguntarse cual serıa el error cometido al predecir los puntos simulados mediante el
programa de elementos finitos para compresion, utilizando los valores medios obtenidos para
el caso de traccion, y viceversa. Ası, se toma un caso aleatorio de los 8 existentes para cada
porcentaje de grasa en compresion, y se calcula el error cometido utilizando las constantes
medias de compresion para esa proporcion de grasa. Para traccion se realizo el mismo proceso
a la inversa. Los resultados obtenidos de esta comprobacion se muestran a continuacion en
la tabla 4.5, en terminos de errores absolutos.
76 Resultados
10 % 30 % 50 % 70 % 100 %
Error en compresion (10−4Nmm−2) 1.44 3.41 4.77 6.92 3.26
Error en traccion (10−4Nmm−2) 8.15 51.75 113.40 100.47 25.91
Tabla 4.5: Errores absolutos y medios para el caso conjunto de traccion + compresion.
Como puede observarse en la tabla 4.5, los errores cometidos, tanto para traccion como
para compresion realizando el cambio de constantes, son enormes en comparacion con los
errores absolutos de cada unos de los casos utilizando sus propias constantes, mostradas en
las tablas 4.2 y 4.4. Los errores cometidos en el caso de traccion son aun mayores, aunque
se encuentran en el mismo rango. Este hecho da una idea clara de que el mınimo error para
los casos de compresion y traccion no se produce para un mismo conjunto de constantes,
aunque se encuentra proximas entre sı y son del mismo orden. Cabe preguntarse por tanto
si existe un grupo de constantes que ajusten ambos casos de forma conjunta y que el error
cometido en el proceso de ajuste sea considerablemente pequeno. Este es el objetivo que
persigue el apartado 4.4.
4.4. Compresion y Traccion
En este apartado se presentan los resultados de la minimizacion conjunta de los casos
de traccion y compresion, con el objetivo de buscar un grupo de constantes que reproduzca
ambos casos con suficiente precision. Se parte de una solucion inicial aleatoria dentro de los
rangos definidos por las constantes iniciales de los tejidos graso y glandular, ya que debido
a que las constantes de compresion y traccion no coincidıan exactamente, no se podıa partir
de una solucion inicial clara a priori. Ası, se realizan las simulaciones de los 8 casos para
cada proporcion de grasa, extrayendo del programa de minimizacion las constantes medias
y desviaciones presentadas en la tabla 4.6.
4.4 Compresion y Traccion 77
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
0 % GRASA 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
10 % GRASAµ 3.2808 2.8285 42.6368 72.9332 89.2084
σ 0.0002 0.0002 0.0144 0.0087 0.0139
30 % GRASAµ 3.2360 2.8895 38.0466 64.5948 78.9844
σ 0.0186 0.0198 0.0546 0.0129 0.0548
50 % GRASAµ 3.2061 2.9290 33.4490 56.5308 69.1501
σ 0.0009 0.0009 0.0861 0.0209 0.0522
70 % GRASAµ 3.1681 2.9655 28.8448 48.8496 59.9708
σ 0.0007 0.0009 0.0390 0.0105 0.0253
90 % GRASAµ 3.1249 2.9915 24.4929 41.5288 51.3168
σ 0.0003 0.0003 0.0193 0.0064 0.0160
100 % GRASA 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Tabla 4.6: Valores medios y desviaciones estandar obtenidas para las constantes del modelo
polinomial, para los casos de traccion y compresion conjuntamente. El valor de µ corresponde
a la media y el valor de σ a la desviacion estandar.
En la tabla 4.6 se observa, al igual que en los casos de traccion y compresion por separado,
como los valores de las constantes son del orden de los iniciales para tejido graso y glandular
puro. Sin embargo ahora todas las constantes se encuentran dentro de los lımites definidos
por las constantes correspondientes para 0 % y 100 % de tejido adiposo y ademas con una
variacion bastante progresiva en funcion de la proporcion de grasa, de hecho, siguiendo una
tendencia casi lineal. El hecho de que ahora C10 y C01 esten dentro de rangos mas logicos
que en los casos de carga por separado puede deberse a que, como para traccion y para
compresion tenıan comportamientos inversos (cuando C10 se mantenıa siempre por debajo
del lımite inferior para compresion, para traccion siempre estaba por encima del superior, y
a la inversa para la constante C01), al minimizar el error conjunto se hayan compensado los
efectos.
78 Resultados
Por otra parte, se observa que las desviaciones estandar para cada una de las medias
presentadas son tambien muy pequenas, lo que indica que el valor de la media es represen-
tativo del conjunto de simulaciones realizadas. Tambien parece demostrar que las distintas
distribuciones aleatorias para unas mismas cantidades de tejido siguen sin afectar demasia-
do a las constantes, mientras que como se puede apreciar claramente, dichas cantidades de
tejido sı. En este caso no esta tan claro que las mayores desviaciones se produzcan para el
caso de 50 % de grasa, ni para la constante C11. Se encuentran algo mas difuminadas las
dispersiones aunque parece que para 30 %, 50 %, C11 y C02 son algo mayores.
En el rango ajustado, donde el alargamiento varıa de 0.7 a 1.5, el error medio cometido,
teniendo en cuenta los 8 resultados existentes, es muy pequeno, aunque ya comienza a haber
diferencias mas significativas entre distinto porcentajes de tejido, como se muestra en la
tabla 4.7. En esta tabla se presentan los valores medios absolutos y los medios relativos
aproximados, teniendo como referencia para estos ultimos el rango de tensiones completo en
los valores de alargamiento ajustados.
10 % 30 % 50 % 70 % 100 %
Error absoluto (10−4Nmm−2) 6·10−6 7.5·10−5 7.5·10−5 2 · 10−5 2 · 10−5
Error relativo ( %) 6.6·10−7 4 · 10−6 8 · 10−6 1 · 10−5 4 · 10−6
Tabla 4.7: Errores absolutos y medios para el caso conjunto de traccion + compresion.
Se puede ver en los resultados presentados en la tabla 4.7 que los errores absolutos y
relativos son muy pequenos, indicativo de un buen ajuste. Los errores son algo mayores
que en los caso de compresion y traccion por separado, pero tambien es cierto que se esta
ajustando un rango de alargamientos mayor. En el tramo correspondiente a alargamientos
entre 0.5 y 0.7, a pesar de que los errores cometidos son mucho mayores que los mostrados
en la tabla 4.7, se comprueba que tambien ajustan bastante bien, siendo aproximadamente
el mayor error absoluto en esta zona de 15 · 10−4Nmm−2 y el error relativo del 0.4 %.
En la grafica 4.5 se muestran las curvas tension - alargamiento, obtenidas mediante las
constantes que se presentan en la tabla 4.6, para cada una de las proporciones de grasa.
Para visualizarla mejor, ya que cubre un amplio rango de alargamientos, se adjuntan otras
dos graficas, 4.6 y 4.7, separando las partes de compresion y traccion.
4.4 Compresion y Traccion 79
Figura 4.5: Grafica tension - alargamiento para cada proporcion de grasa, comportamiento global.
Figura 4.6: Grafica tension - alargamiento para cada proporcion de grasa, zona de compresion.
80 Resultados
Figura 4.7: Grafica tension - alargamiento para cada proporcion de grasa, zona de traccion.
Se aprecia en las graficas 4.5, 4.6 y 4.7 como el comportamiento global es bastante similar
a los comportamientos por separado mostrados en apartados anteriores, es decir, que la curva
tiene la misma forma aproximada y tendencia. Las mayores tensiones se siguen registrando
cuanto mayor es el porcentaje de glandula, por el motivo expuesto en el apartado 4.1. Se
observa como las diferencias de tensiones son bastante grandes en el rango de 0 % a 100 %
de tejido adiposo, destacando la importancia de la proporcion de cada uno de los tejidos
y por supuesto, como el comportamiento global es fuertemente no lineal, pudiendo captar
ası las no linealidades del comportamiento del material.
A continuacion se presenta una grafica (figura 4.8) en la que se ha representado de forma
conjunta la curva obtenida para el 50 % de grasa mediante las constantes mostradas en
la tabla 4.3 y los puntos calculados mediante la simulacion de elementos finitos para uno
de los 8 casos existentes. Se ha tomado esta curva, a modo de ejemplo, porque es la mas
desfavorable, ya que es la que mas se aleja del comportamiento de los dos materiales iniciales
y es en la que cabe esperar mas errores y mas desviaciones, como se puede ver en la tabla
4.4.
4.5 Cortante 81
Figura 4.8: Curva junto con los puntos numericos, casos de traccion y compresion conjuntos.
Se aprecia en la figura 4.8 como los puntos practicamente se solapan con la curva, tanto
en la zona de compresion como en la de traccion, indicativo de que el ajuste es muy bueno
y que las constantes calculadas son capaces de reproducir ambos casos de carga de forma
conjunta con bastante exactitud.
4.5. Cortante
El caso de cortante se realiza de forma posterior al conjunto de traccion y compresion.
Por tanto, como solucion inicial se toma la que corresponde a la solucion obtenida para el
caso de compresion + traccion. De esta forma, se ejecutan los 8 modelos construidos para
cada proporcion de grasa y el programa de minimizacion aporta las constantes medias y
desviaciones presentadas en la tabla 4.8.
82 Resultados
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
0 % GRASA 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
10 % GRASAµ 3.2822 2.8287 42.6342 72.9310 89.2070
σ 0.0036 0.0042 0.0089 0.0096 0.0120
30 % GRASAµ 3.2489 2.8801 38.0773 64.5802 78.9432
σ 0.0071 0.0085 0.0198 0.0148 0.0257
50 % GRASAµ 3.2047 2.9319 33.4137 56.5362 69.1802
σ 0.0151 0.0168 0.1361 0.0380 0.0859
70 % GRASAµ 3.1716 2.9609 28.8713 48.8370 59.9524
σ 0.0156 0.0168 0.1150 0.0392 0.0802
90 % GRASAµ 3.1237 2.9898 24.4785 41.5345 51.3347
σ 0.0035 0.0037 0.0179 0.0066 0.0157
100 % GRASA 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Tabla 4.8: Valores medios y desviaciones estandar obtenidas para las constantes del modelo
polinomial, para el caso de cortante. El valor de µ corresponde a la media y el valor de σ a
la desviacion estandar.
En la tabla 4.8 se observa que los valores de las constante son muy parecidos a los
que se aportaban cuando se minimizaba conjuntamente la compresion y la traccion. En
el programa de minimizacion para el caso de cortante, partiendo de diferentes soluciones
iniciales, se llegaba a la convergencia en soluciones muy diferentes, pero con una valor de la
funcion a minimizar (el error) igual en todos los casos. Esto lleva a pensar que la funcion
de la tension de cortante en funcion del alargamiento poseıa bastantes mınimos locales muy
cercanos entre ellos. Por ello partiendo de una solucion inicial “buena”, se llega a una muy
cerca a ella misma.
Por otra parte, se observa que las desviaciones estandar para cada uno de las medias pre-
sentadas son tambien muy pequenas, lo que indica que el valor de la media es representativo
del conjunto de simulaciones realizadas. En este caso las mayores desviaciones se producen
4.5 Cortante 83
tanto para el caso de 50 % como para 70 % de grasa, y para la constante C11, como en los
casos anteriores.
Las simulaciones de traccion se han ajustado para valores del alargamiento (en la direc-
cion 3 o z, que es el valor del alargamiento que interviene en las ecuaciones de ajuste, ver
apartado 3.2.2) entre 1 y 1.5. En este rango, el error medio cometido, teniendo en cuenta los
8 modelos de elementos finitos estudiados, es muy pequeno. Varıa bastante segun el porcen-
taje de tejido graso como se muestra en la tabla 4.9, lo cual no pasaba en los casos anteriores.
En esta tabla se presentan los valores medios absolutos y los medios relativos aproximados
de los errores, teniendo como referencia para estos ultimos el rango de tensiones en los que
varıa cada uno de los casos.
10 % 30 % 50 % 70 % 100 %
Error absoluto (10−4Nmm−2) 8 · 10−6 4 · 10−5 6 · 10−5 1 · 10−4 6 · 10−5
Error relativo ( %) 7.6·10−7 4.4·10−6 7.5·10−6 1.5·10−5 9 · 10−6
Tabla 4.9: Errores absolutos y medios para el caso de cortante.
Se observa claramente en los resultado presentado en la tabla 4.2 que los errores, tanto
absolutos como relativos, son muy pequenos, dando una idea de que el ajuste es bastante
bueno. Sin embargo, en comparacion con los casos anteriores, los errores oscilan bastante en
funcion de la proporcion de grasa.
En las graficas 4.9 y 4.10 se muestran las curvas tension - alargamiento, obtenidas me-
diante las constantes que se presentan en la tabla 4.8, para las dos tensiones existentes en
este caso, y para cada una de las proporciones de grasa estudiadas.
84 Resultados
Figura 4.9: Grafica tension (direccion y) - alargamiento para cada proporcion de grasa, caso de
cortante.
Figura 4.10: Grafica tension (direccion z ) - alargamiento para cada proporcion de grasa, caso de
cortante.
4.5 Cortante 85
Se aprecia en las graficas 4.9 y 4.10 como las mayores tensiones se registran tambien
cuanto mayor es el porcentaje de glandula, por el motivo expuesto en el apartado 4.1. Se
observa como las diferencias de tensiones son bastante grandes en el rango de 0 % a 100 %
de tejido adiposo, y por supuesto, como el comportamiento en este tramo es fuertemente no
lineal.
A continuacion se presentan unas graficas (figuras 4.11 y 4.12) para cada una de las
tensiones existentes en este caso, en las que se han representado de forma conjunta la curva
obtenida para el 70 % de grasa mediante las constantes mostradas en la tabla 4.8 y los puntos
calculados mediante la simulacion de elementos finitos para uno de los 8 casos existentes. Se
ha tomado esta curva, a modo de ejemplo, que es la que mas errores presenta en este caso
de carga, como se puede ver en la tabla 4.9.
Figura 4.11: Curva junto con los puntos numericos para la tension en direccion y y el caso de
cortante.
86 Resultados
Figura 4.12: Curva junto con los puntos numericos para la tension en direccion y y el caso de
cortante.
Se aprecia en las figuras 4.11 y 4.12 como los puntos practicamente se solapan con
la curva, lo cual indica que el ajuste es muy bueno y que las constantes son capaces de
reproducir el caso de carga con bastante exactitud.
4.6. Compresion, traccion y cortante
En este apartado se presentan los resultados finales de la minimizacion conjunta de los
casos de traccion, compresion y cortante. Se parte de una solucion inicial dada por la obtenida
en el caso en el cual se minimizaban a la vez los errores de compresion y traccion. Ası, se
simulan los 8 casos que existen para cada proporcion de grasa y el programa construido para
buscar el mınimo error aporta las constantes medias y desviaciones presentadas en la tabla
4.10.
4.6 Compresion, traccion y cortante 87
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
0 % GRASA 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
10 % GRASAµ 3.22823 2.8284 42.5372 72.9793 89.2559
σ 0.0045 0.0035 0.0586 0.0318 0.0263
30 % GRASAµ 3.2503 2.8809 37.7726 64.7275 79.0990
σ 0.0084 0.0074 0.2277 0.0999 0.1046
50 % GRASAµ 3.2035 2.9313 33.3591 56.5669 69.2058
σ 0.0173 0.0142 0.1903 0.1057 0.0788
70 % GRASAµ 3.1728 2.9615 28.7726 48.8842 60.0024
σ 0.0194 0.0147 0.3136 0.1642 0.1420
90 % GRASAµ 3.1234 2.9906 24.5743 41.4880 51.2849
σ 0.0045 0.0032 0.0978 0.0443 0.0451
100 % GRASA 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Tabla 4.10: Valores medios y desviaciones estandar obtenidas para las constantes del modelo
polinomial, para los casos de traccion, compresion y cortante conjuntamente. El valor de µ
corresponde a la media y el valor de σ a la desviacion estandar.
En la tabla 4.10 se observa que los resultados son muy parecidos a los obtenidos mediante
la minimizacion de compresion y traccion conjuntamente. Esto era de esperar, ya que el
caso de cortante tambien ajustaba a unas constantes similares, por lo que al unirlo todo era
previsible que las constantes se mantuvieran en los mismos valores aproximadamente.
Por otra parte, se observa que las desviaciones estandar para cada uno de las medias
presentadas son tambien muy pequenas, lo que indica que el valor de la media es represen-
tativo del conjunto de simulaciones realizadas. Tambien parece demostrar definitivamente
que las distintas distribuciones aleatorias para unas mismas cantidades de tejido no afectan
a las constantes, mientras que como se sigue apreciando claramente, dichas cantidades de
tejido sı. En este caso las mayores desviaciones se producen para el caso de 70 % de grasa,
y para la constante C11. Se encuentran algo mas difuminadas las dispersiones que en casos
88 Resultados
anteriores.
El error medio cometido, teniendo en cuenta los 8 resultados correspondientes a los 8
modelos de elementos finitos simulados, es muy pequeno como se muestra en la tabla 4.11.
En esta tabla se presentan los valores de los errores medios absolutos y los medios relativos
aproximados, teniendo como referencia para estos ultimos el rango de tensiones de en traccion
- compresion.
10 % 30 % 50 % 70 % 100 %
Error absoluto (10−4Nmm−2) 4 · 10−4 1 · 10−2 4 · 10−3 5 · 10−3 5,5 · 10−4
Error relativo ( %) 4,5 · 10−5 1,2 · 10−3 6 · 10−4 7,5 · 10−4 1,3 · 10−4
Tabla 4.11: Errores absolutos y medios para el caso conjunto de traccion + compresion +
cortante.
Se puede ver claramente en los resultados presentados en la tabla 4.11 que los errores,
tanto absolutos como relativos, son muy pequenos, dando una idea de que el ajuste es
bastante bueno. Sin embargo se aprecia que los errores son superiores que en los casos
anteriores, lo cual es normal por el mayor numero de puntos a ajustar y los tres casos de
carga tenidos en cuenta.
En las graficas 4.13, 4.14 y 4.15 se muestran las curvas tension - alargamiento para los
casos de traccion - compresion y para las dos tensiones del cortante, obtenidas mediante las
constantes que se presentan en la tabla 4.10, para cada una de las proporciones de grasa
estudiadas.
4.6 Compresion, traccion y cortante 89
Figura 4.13: Grafica tension - alargamiento para cada proporcion de grasa, traccion- compresion.
Figura 4.14: Grafica tension (direccion y) - alargamiento para cada proporcion de grasa, cortante.
90 Resultados
Figura 4.15: Grafica tension (direccion z ) - alargamiento para cada proporcion de grasa, cortante.
Se aprecia en las graficas 4.13, 4.14 y 4.15 que las tendencias de estas curvas son pare-
cidas al comportamiento mostrado en apartados anteriore. Ello quiere decir que variaciones
pequenas en las constantes dan comportamientos del mismo “tipo”, pero tambien que estas
variaciones son suficientes para producir errores de diferente orden al reproducir los distintos
casos de carga, por lo que es importante realizar un ajuste correcto. Las mayores tensiones
se registran tambien cuanto mayor es el porcentaje de glandula, por el motivo expuesto en
el apartado 4.1. Se observa como las diferencias de tensiones son bastante grandes en el
rango de 0 % a 100 % de tejido adiposo, y por supuesto, como el comportamiento global es
fuertemente no lineal.
A continuacion se presentan tres graficas (figuras 4.16, 4.17 y 4.18) en las que se han
representado de forma conjunta las curvas obtenidas para el 50 % de grasa mediante las
constantes mostradas en la tabla 4.10 y los puntos calculados mediante la simulacion de
elementos finitos para uno de los 8 casos existentes.
4.6 Compresion, traccion y cortante 91
Figura 4.16: Curva junto con los puntos numericos, traccion - compresion.
Figura 4.17: Curva junto con los puntos numericos, tension de cortante en direccion y.
92 Resultados
Figura 4.18: Curva junto con los puntos numericos, tension de cortante en direccion z.
Se aprecia en las figuras 4.16, 4.17 y 4.18 como los puntos practicamente se solapan
con la curva, indicativo de que el ajuste es muy bueno y que las constantes son capaces de
reproducir el caso de carga con bastante exactitud.
Finalmente, se incluye en una tabla en la que aparecen las constantes calculadas para
cada uno de los casos de carga (tabla 4.12).
4.6 Compresion, traccion y cortante 93
C10 C01 C11 C20 C02 10−4Nmm−2
0 % GRASA 3.3 2.8 44.9 77.2 94.5
10 % GRASA - C 3.0972 3.0028 44.2465 71.6849 88.6473
10 % GRASA - T 3.4648 2.6345 43.9419 72.4958 88.1420
10 % GRASA - CR 3.2822 2.8287 42.6342 72.9310 89.2070
10 % GRASA - C+T 3.2808 2.8285 42.6368 72.9332 89.2084
10 % GRASA - C+T+CR 3.22823 2.8284 42.5372 72.9793 89.2559
30 % GRASA - C 2.7439 3.3558 42.2365 61.3411 77.5232
30 % GRASA - T 3.6095 2.4941 40.1146 63.9237 77.2126
30 % GRASA CR 3.2489 2.8801 38.0773 64.5802 78.9432
30 % GRASA - C+T 3.2360 2.8895 38.0466 64.5948 78.9844
30 % GRASA - C+T+CR 3.2503 2.8809 37.7726 64.7275 79.0990
50 % GRASA - C 2.4818 3.6158 39.3358 51.9119 67.1138
50 % GRASA - T 3.6488 2.4589 35.4763 55.8922 67.3390
50 % GRASA - CR 3.2047 2.9319 33.4137 56.5362 69.1802
50 % GRASA - C+T 3.2061 2.9290 33.4490 56.5308 69.1501
50 % GRASA - C+T+CR 3.2035 2.9313 33.3591 56.5669 69.2058
70 % GRASA - C 2.4571 3.6394 34.3179 44.5116 58.0916
70 % GRASA - T 3.6868 2.4158 31.6377 47.9454 57.5669
70 % GRASA - CR 3.1716 2.9609 28.8713 48.8370 59.9524
70 % GRASA - C+T 3.1681 2.9655 28.8448 48.8496 59.9708
70 % GRASA - C+T+CR 3.1728 2.9615 28.7726 48.8842 60.0024
90 % GRASA - C 2.7611 3.3364 27.2680 39.3232 50.3663
90 % GRASA - T 3.4390 2.6593 26.4271 40.8910 49.6962
90 % GRASA - CR 3.1237 2.9898 24.4785 41.5345 51.3347
90 % GRASA - C+T 3.1249 2.9915 24.4929 41.5288 51.3168
90 % GRASA C+T+CR 3.1234 2.9906 24.5743 41.4880 51.2849
100 % GRASA 3.1 3.0 22.5 38.0 47.2
Tabla 4.12: Constantes para los casos de carga estudiados. El significado de las siglas es el
siguiente: C-compresion, T-traccion y CR-cortante.
94 Resultados
Capıtulo 5
Conclusiones y trabajos futuros
Con la realizacion de este trabajo, es posible extraer una serie de conclusiones muy utiles
de cara al objetivo del proyecto global y a la realizacion de trabajos futuros continuando
esta lınea de investigacion.
5.1. Conclusiones
Las conclusiones mas destacadas son:
La influencia de la proporcion de grasa en el comportamiento del modelo es fundamen-
tal. Se puede apreciar en los resultado aportados en el capıtulo 4 como las constantes
de la funcion de energıa libre polinomial N=2 varıan considerablemente con la propor-
cion de los tejidos y como la respuesta del material, en terminos de tension frente a
alargamiento, es muy diferente segun el material compuesto de grasa y glandula tenga
mas o menos cantidad de cada uno de ellos.
Las constantes obtenidas para el material compuesto son intermedias entre los valores
de las constantes para tejido adiposo puro y tejido glandular puro, lo cual es razonable.
Cada una de las cinco constantes del modelo polinomial (N=2) exhibe una variacion
proporcional (y aproximadamente lineal) con el porcentaje de grasa, en todo el rango
desde el 0 % al 100 % de tejido graso.
La influencia, para un porcentaje de grasa fijado, de las distintas distribuciones alea-
torias de los tejidos es practicamente insignificante. Las desviaciones estandar de cada
95
96 Conclusiones y trabajos futuros
una de las constantes son muy pequenas comparadas con los valores medios de las
mismas.
Las constantes calculadas para cada proporcion de grasa reproducen los resultados
para los tres casos de carga considerados con un error muy pequeno.
Pequenas variaciones en las constantes en torno a las optimas calculadas conllevan
comportamientos del mismo “tipo”(con las mismas tendencias), pero pruducen errores
mayores. Aun ası, y debido a que cinco constantes es un numero muy elevado, pueden
existir otros grupos de constantes que ajusten los tres casos de carga considerados con
un error parecido o del mismo orden.
5.2. Trabajos futuros
Se pretende que las conclusiones mostradas en la seccion 5.1 y los resultados presentados
en la seccion 4 no constituyan un punto y final, si no que sean un apoyo para el proyecto global
que se esta llevando a cabo y que den pie a ampliar el conocimiento sobre el comportamiento
de los materiales en la mama femenina, de forma que se puedan implementar modelos que
reproduzcan de forma fiable el comportamiento de la misma. En este sentido, existen varios
estudios planificados para realizar en un futuro proximo, entre los cuales cabe destacar:
Con el mismo modelo y metodologıa usados a lo largo de este trabajo, se pretende
estudiar la influencia del numero de elementos en los resultados obtenidos. Desde el
punto de vista computacional, el numero de elementos que posee un modelo de EF
es de suma importancia, ya que tiene una influencia notable en la precision de los
resultados. En general, cuanto menos densa es un malla de elementos finitos, menor
precision existe en los resultados, pero cuanto mayor es la malla, mayor es el coste
computacional requerido. Puede ocurrir que para una malla de elementos poco densa
las soluciones calculadas mediante el programa sean o no aceptables, en funcion del
objetivo del estudio y de la precision requeridas. Sin embargo tambien puede ocurrir
que el tiempo que tarde el programa en obtener las soluciones sea excesivo y resulte
inoperativo para unos fines determinados. En definitiva, se pretende realizar un analisis
de sensibilidad de la malla que aporte un numero de elementos que sea una solucion
de compromiso entre la precision del modelo y el coste computacional que conlleva.
5.2 Trabajos futuros 97
La realizacion de ensayos experimentales de tejido graso y glandular, de forma que se
puedan extraer nuevos resultados, compararlos con los ya existentes en la literatura,
y utilizarlos tanto en este modelo como en uno de la mama. La obtencion de unos
resultados experimentales fiables y de calidad es fundamental para el objetivo del
proyecto global, por lo que todo aquello que se pueda aportar en este campo es de
suma importancia.
La realizacion de ensayos experimentales de muestras de tejido mamario que contengan
mezcla de grasa y glandula, es decir, tejido real adquirido directamente de la mama
sin ningun tipo de tratamiento. La comparacion de los resultados extraıdos de estos
ensayos de laboratorio con los obtenidos mediante el modelo propuesto en este trabajo
puede ser de gran interes para validar y mejorar el modelo y que este reproduzca de
la manera mas fielmente posible las condiciones reales.
La confeccion de un modelo de elementos finitos de la mama con geometrıa real y la
comprobacion de que las conclusiones y resultados presentados en este trabajo tienen
validez y son aplicables en un modelo real.
La comparacion de los resultados, tambien con un modelo real de mama, considerando
segmentacion de los tejidos y no segmentacion, es decir, tratando el material como
uniforme con las propiedades obtenidas en este trabajo, en funcion de la proporcion
de grasa. Las conclusiones sacadas de este estudio son de gran interes, pues si se
comprueba que la utilizacion de un material homogeneo (material mezcla de grasa
y glandula) es equivalente a un modelo mas real en el que se encuentren separados
geometricamente los tejidos, tendrıa beneficios computacionales de gran repercusion
de cara a la sencillez del modelo.
En relacion a los dos puntos anteriores, el estudio de la influencia de diferentes condi-
ciones de contorno en el problema. Las condiciones de contorno en un modelo real de
la mama femenina no estan demasiado claras. La mayorıa de la literatura considera
un empotramiento en el pecho, pero estas condiciones no son del todo reales. Es de
gran interes estudiar la repercusion de este factor en la respuesta general del modelo y
si puede tener o no influencia en los resultados obtenidos para las propiedades de los
materiales.
98 Conclusiones y trabajos futuros
La realizacion de un modelo de elementos finitos con una geometrıa y unas condiciones
de contorno muy precisas y programas de calculo muy potentes, es inservible a la hora
de interpretar resultados si el comportamiento de los materiales utilizados en el mismo se
desconoce, problema bastante comun en el ambito de los tejidos biologicos. El fin de este
trabajo es contribuir a mejorar el conocimiento sobre ellos.
Bibliografıa
[1] F.S. Azar, D.N. Metaxas, and M.D. Schnall. A deformable finite element model of the
breast for predicting mechanical deformations under external perturbations. Academic
Radiology, 8:965–975, 2001.
[2] F.S. Azar, D.N. Metaxas, and M.D. Schnall. Methods for modelling and predicting
mechanical deformations of the breast under external perturbations. Medical Image
Analysis, 6:1–27, 2002.
[3] T.J. Carter, M. Sermesan, D.M. Cash, D.C. Barratt, C. Tanner, and D.J. Hawkes.
Application of soft tissue modelling to image-guided surgery. Medical Engineering and
Physics, 27:893–909, 2005.
[4] J. Chen, U. Akyrus, L. Xu, and R. Pideparti. Stress analysis of the human temporo-
mandibular joint. Medical Engineering and Physics, 20:565–572, 1998.
[5] P.M. Chevray. Breast reconstruction with superficial inferior epigastric artery flaps: A
prospective comparison with TRAM and DIEP flaps. Journal of Plastic and Recons-
tructive Surgery, 114:1077–1083, 2004.
[6] A.P. del Palomar, B. Calvo, J. Herrero, and J. Lopezand M. Doblare. A finite element
model to accurately predict real deformations of the breast. Physics in Medicine and
Biology, 30:1089–1097, 2008.
[7] M. Eder, A.N. Papadopulos, and L. Kovacs. Virtual 3-dimensional modeling as a va-
luable adjunct to aesthetic and reconstructive breast surgery. The American Journal
of Surgery, 194:563–565, 2007.
99
100 BIBLIOGRAFIA
[8] Y.C. Fung, K. Fronek, and P. Patitucc. Pseudoelasticity of arteries and the choice of
its mathematical expression. American Journal of Physiology–Heart and Circulatory
Physiology, 237:H620–H631, 1979.
[9] P. Gacto, F. Barrera, D. Sicilia-Castro, F. Miralles, M. Collel, S. Leal, J. De La Higue-
ra, C. Parra, and T. Gomez-Cıa. A three-dimensional virtual reality model for limb
reconstruction in burned patients. Burns, 35:1042–1046, 2009.
[10] P. Gacto-Sanchez, T. Gomez-Cıa, D. Sicilia-Castro, A. Lagares, M. Collel, C. Suarez S.,
C. Parra, P. Infante-Cossio, and J. De La Higuera. Use of a three-dimensional virtual
reality model for preoperative imaging in DIEP flap breast reconstruction. Journal of
Surgical Research, En imprenta:DOI: 10.1016/j.jss.2009.01.025, 2009.
[11] P. Gacto-Sanchez, D. Sicilia-Castro, T. Gomez-Cıa, and A. Lagares. Computerised
tomography angiography with VirSSPA 3D-software for perforator navigation improves
perioperative outcomes in DIEP flap breast reconstruction. Journal of Plastic and
Reconstructive Surgery, 125:24–31, 2010.
[12] L. Gambarotta, R. Massabo, R. Morbiducci, E. Raposio, and P. Santi. In vivo experi-
mental testing and model of human scalp skin. Journal of biomechanics, 38:2237–2247,
2005.
[13] J.W. Granzow, J.L. Levine, E.S. Chiu, and R.J. Allen. Breast reconstruction with the
deep inferior epigastric perforator flap. History and an update on current technique.
Journal of Plastic, Reconstructive & Aesthetic Surgery, 59:571–579, 2006.
[14] G. Holzapfel. Nonlinear solid mechanics: A continuum approach for engineering. Wiley,
Chichester, England, 2000.
[15] P. Huang, L. Guand J. Liuand J. Zhang, H. Xu, J. Dong, W. Chen, W. Pei, J. Song,
B. Li, and J. Xu. Medical image-guided surgery planning for breast reconstruction
using deformable modeling and surface flattening. International Symposium on Multis-
pectral Image Processing and Pattern Recognition No5, Wuhan , Chine, 6789:67890S.1–
67890S.7, 2007.
[16] T.A. Krouskop, T.M. Wheeler, F. Kallel, B.S. Garra, and T. Hall. Elastic moduli of
breast and prostate tissues under compression. Ultrason Imaging, 20, 1998.
BIBLIOGRAFIA 101
[17] Z. Li, J.E. Alonso, J-E Kim, J.S. Davidson, B.S. Etheridge, and A.W. Eberhardt. Three-
dimensional finite element models of the human pubic symphysis with viscohyperelastic
soft tissues. Annals of Biomedical Engineering, 34(9):1452–1462, 2006.
[18] J. O’Hagan and A. Samani. Measurement of the hyperelastic properties of tissue slices
with tumour inclusion. Physics in Medicine and Biology, 53:7087–7106, 2008.
[19] J. O’Hagan and A. Samani. Measurement of the hyperelastic properties of 44 patho-
logical ex vivo breast tissue samples. Physics in Medicine and Biology, 54:2557–2569,
2009.
[20] P. Pathmanathan, D. Gavaghan, J. Whiteley, M. Brady, and M. Nash. Predicting
tumour location by simulating large deformations of the breast using a 3-D finite element
model and nonlinear elasticity. Med. Proc. of Med. Image Computing and Computer-
Assisted Intervention, 2:217–224, 2004.
[21] D.B. Plewes, J. Bishop, A. Samani, and J. Sciarretta. Visualization and quantification of
breast cancer biomechanical properties with magnetic resonance elastography. Physics
in Medicine and Biology, 45:1591–1610, 2000.
[22] S.P. Poplack, K.D. Paulsen, A. Hartov, P.M. Meaney, and B.W. Pogue. Electromagnetic
breast imaging: average tissue property values in women with negative clinical findings.
Radiology, 231:571–580, 2004.
[23] R. Reishner, B. Balogh, and E. Menzel. Two dimensional elastic properties of human
skin in terms of an incremental model at the in vivo configuration. Medical Engineering
& Physics, 17:304–313, 1995.
[24] N. Ruiter. Registration of X-ray mammograms and MR-volumes of the female breast
based on simulated mammographic deformation. PhD thesis, University of Mannheim,
2003.
[25] N. Ruiter, T. Muller, R. Stotzka, H. Gemmeke, J. Reichenbach, and W. Kaiser. Automa-
tic image matching for breast cancer diagnostics by a 3-D deformation of the mamma.
Biomedizinische Technik, 47:644–647, 2002.
[26] A. Samani, J. Bishop, C. Luginbuhl, and D.Plewes. Measuring the elastic modulus of
ex vivo small tissue samples. Physics in Medicine and Biology, 48:2183–2198, 2003.
102 BIBLIOGRAFIA
[27] A. Samani, J. Bishop, and E. Ramsay. Large breast tissue deformation finite element
modeling for MR/X.ray mammography data fusion. In Proceedings of the International
Workshop on Digital Mammography, 2000.
[28] A. Samani, J. Bishop, M.J. Yaffe, and D.B. Plewes. Biomechanical 3-D finite element
modelling of the human breast using MRI data. IEEE Transactions on Medical Imaging,
20:271–279, 2001.
[29] A. Samani and D.Plewes. A method to measure the hyperelastic parameters of ex vivo
breast tissue samples. Physics in Medicine and Biology, 49:4395–4405, 2004.
[30] A. Samani and D.Plewes. An inverse problem solution for measuring the elastic modulus
of intact ex vivo breast tissue tumours. Physics in Medicine and Biology, 52:1247–1260,
2007.
[31] A. Samani, J. Zubovits, and D.Plewes. Elastic moduli of normal and pathological human
breast tissues: an inversion-technique-based investigation of 169 samples. Physics in
Medicine and Biology, 52:1565–1576, 2007.
[32] A. Sarvazyan, D. Goukassian, E. Maevsky, and G. Oranskaja. Elastic imaging as a
new modality of medical imaging for cancer detection. Proceedings of the International
Workshop on Interaction of Ultrasound with Biological Media, Valenciennes, France:69–
81, 1994.
[33] J.A. Schnabel, C. Tanner, A.D. Castellano-Smith, A. Degenhard, and M.O. Leach.
Validation of nonrigid image registration using finite-element methods: application to
breast MR images. IEEE Transactions on Medical Imaging, 22:238–247, 2003.
[34] C. Tanner, J.A. Schnabel, D.L.G. Hill, D.J. Hawkes, M.O. Leach, and D.R. Hose. Fac-
tors influencing the accuracy of biomechanical breast models. Journal of Medical Phy-
sics, 33(6):1089–1097, 2006.
[35] H.V. Tran, F. Charleux, M. Rachik, A. Ehrlacher, and MC. Ho Bat. In vivo characte-
rization of the mechanical properties of human skin derived from mri and indentation
techniques. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering, 10:401–
407, 2007.
BIBLIOGRAFIA 103
[36] J.A. Weiss, B. Maker, and S. Govindjee. Finite element implementation of incompres-
sible, transversaly isotropic hyperleasticity. Computer Methods in Applied Mechanical
Engineering, 135:107–128, 1996.
[37] P. Wellman. Tactile Imaging. PhD thesis, Havard University, 1999.