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SÉRGIO FERNANDO LAJARIN
AVALIAÇÃO DIMENSIONAL DE IMPLANTES SOB MEDIDA PARA
CRANIOPLASTIA
CURITIBA
2008
Ministério da Educação
UNIVERSIDADE FEDERAL DO PARANÁ
Setor de Tecnologia
Pro
g
rama de Pós
-
Gradua
ç
ão em En
g
enharia Mecânica
(
PG-Mec
)
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ii
SÉRGIO FERNANDO LAJARIN
AVALIAÇÃO DIMENSIONAL DE IMPLANTES SOB MEDIDA PARA
CRANIOPLASTIA
Dissertação apresentada como requisito parcial
para obtenção do título de Mestre em
Engenharia Mecânica, na área de processo de
fabricação e materiais, Setor de Tecnologia da
Universidade Federal do Paraná.
Orientador: Prof. Dr. Dalberto Dias da Costa
CURITIBA
2008
Ministério da Educação
UNIVERSIDADE FEDERAL DO PARANÁ
Setor de Tecnologia
Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica (PG-Mec)
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iii
TERMO DE APROVAÇÃO
SÉRGIO FERNANDO LAJARIN
AVALIAÇÃO DIMENSIONAL DE IMPLANTES SOB MEDIDA PARA
CRANIOPLASTIA
Dissertação de mestrado aprovada como requisito parcial para obtenção do título de
Mestre em Engenharia Mecânica, na área de processo de fabricação e materiais,
Setor de Tecnologia da Universidade Federal do Paraná, pela seguinte banca
examinadora:
Orientador: _______________________________________
Prof. Dr. Dalberto Dias da Costa
Departamento de Engenharia Mecânica, UFPR
_______________________________________
Prof. Benedito de Moraes Purquerio, PhD
Escola de Engenharia de São Carlos, USP
_______________________________________
Prof. Dr. Carlos José de Mesquita Siqueira
Departamento de Engenharia Mecânica, UFPR
Curitiba, 27 de março de 2008.
iv
AGRADECIMENTO
Meus sinceros agradecimentos,
À Deus acima de tudo, pela graça e misericórdia, pelas bênçãos e milagres
constantes, pois o Senhor é aquele que abre portas que ninguém fecha; e fecha as que
ninguém abre (Ap. 3:7), aquele que se inclina para ver o que está nos céus e na terra,
que ergue o pobre do pó, e do monturo levanta o necessitado, para o fazer assentar ao
lado dos príncipes (Sl 113:7).
À minha querida mãe Benedita pelas orações e por todo sacrifício feito.
Ao professor Dalberto Dias da Costa por toda ajuda e orientação acadêmica,
assim como pelos constantes exemplos de profissionalismo e integridade.
Aos professores da UFPR, pelo apoio didático e disponibilidade.
À todos os amigos. Tantos que não cabem nessa citação, mas sim nas
minhas lembranças.
Aos amigos e companheiros de universidade que de alguma forma
contribuíram e participaram desse trabalho: Josef S. Falcon Magalhaes, Sérgio Pissetti
Junior, João Gabardo, Alex Dobiguinies, Ruimar R. Gouveia, Edson Takano, Ricardo
Wasicky.
Aos funcionários diretos e indiretos da UFPR (Márcio B. Tenório, Sr. Lucas
Chaves, D. Maria A. Santos e Benedito R. dos Santos).
A Capes (Coordenação de Aperfeiçoamento do Pessoal de Nível Superior)
pelo auxílio financeiro.
v
RESUMO
Pacientes com defeitos craniofaciais congênitos ou resultantes de algum dano,
podem ser submetidos a uma cranioplastia, a qual por meio de uma prótese, oferece
basicamente, proteção e restabelecimento estético. A cranioplastia, e mais
especificamente as técnicas pré-operativas de fabricação de próteses, tem
apresentado grande desenvolvimento nas ultimas décadas. Isso é creditado à
invenção de novos biomateriais, ao aprimoramento dos equipamentos de aquisição
e aos sistemas de processamento de dados do paciente. Atualmente, várias técnicas
são utilizadas com o propósito de produzir próteses pré-operativas, conforme o
estado da arte apresentado nesse trabalho. Entretanto, estudos sobre a qualidade
dimensional dessas próteses ainda são escassos e há uma dificuldade de medição
das próteses, devido à complexidade de suas formas. O objetivo desse trabalho é
fazer uma avaliação dimensional de duas próteses acrílicas, produzidas por
diferentes processos de fabricação. No primeiro, uma prótese foi fabricada por meio
da usinagem direta de um bloco acrílico. A segunda foi produzida por fundição de
acrílico em molde usinado em gesso. Ambas as próteses são oriundas de um
mesmo modelo digital obtido a partir de imagens tomográficas de um crânio seco. A
metodologia de avaliação foi baseada na utilização de máquinas de medição por
coordenadas (MMC). Foi possível comprovar a viabilidade de ambas as
metodologias, devidos aos bons resultados dimensionais econômicos observados e
comparados com trabalhos similares. Tendo em vista a complexidade geométrica
inerente às próteses craniofaciais e à influência dessa geometria na qualidade da
medição, pôde-se verificar que o uso de máquinas de medir por coordenadas
equipadas com recursos para localização refinada representa a melhor escolha para
a avaliação deste tipo de componente. A principal conclusão desse trabalho foi
identificar que os processos de fabricação pouco interferiram no desvio dimensional,
e que o maior erro encontrado foi decorrente da etapa de construção do modelo
digital a partir de imagens tomográficas.
Palavras-chave: usinagem, fundição, cranioplastia, próteses, PMMA, inspeção de
formas livres.
vi
ABSTRACT
Cranioplasty is a medical technique employed to recover craniofacial defects,
congenital or caused by traumas. According to the defect size and location, a bone
substitute can be manufactured previously to replace the deformed, or missing,
tissue. Nowadays, with the advances of computer-based systems and the invention
of new biomaterials, the production of customized implants with good cosmetic and
functional results have become a widespread medical approach. Several processes
can be employed to manufacture pre-operative prosthesis, as the state-of-the-art
presented in that work. However, the quality of the prefabricated ones, concerning to
dimensional and form errors, still remains poorly investigated. Due to their
geometrical complexity, there is a great deal in measuring this kind of objects. The
aim of this work is to carry out a dimensional evaluation of two acrylic prostheses
produced by two different manufacturing processes. In the first, one prosthesis was
directly machined from an acrylic block. The second one was cast into a machined
gypsum mold. Both processes were planned from a digital model of a dried human
skull scanned by computed tomography. All measurements were undertaken with a
Coordinate Measurement Machine (CMM). Compared to related works, both the
manufacturing processes produced good results concerning to dimensional
deviations, time and cost. The adoption of a CMM and a dedicated software was
mandatory to face the geometric complexity found in the inspected free-form
surfaces. The main conclusion relies on the fact that the evaluated manufacturing
processes produced a smaller error than that observed in the digital modeling of the
dried skull.
Key words: machining, casting, cranioplasty, prosthesis, PMMA, free-form inspection.
vii
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 – Fluxograma geral do ciclo de produção de um implante no método pré-
operativo.............................................................................................................................3
Figura 2 – Exemplos de cranioplastias encontradas na antiguidade. (a) Crânio inca; (b)
Crânio da região de Paracas no Peru. Fonte: [Sanan e Haines (1997)]............................7
Figura 3 - Método tradicional de preparo do PMMA para cranioplastia intra-operativa. (A)
Componente líquido e em pó, (B) Componentes misturados no recipiente aberto. Fonte:
[Eppley (2003)]. ................................................................................................................19
Figura 4 - Método auto-suficiente para mistura de PMMA. (A) Recipiente com materiais
(líquido e pó) separados. (B) O lacre divisório é retirado. (C) A mistura dos componentes
dentro do recipiente. Fonte: [Eppley (2003)]....................................................................20
Figura 5 – Exemplos de aplicações da PR; em (a) Prototipagem direta de implantes
crânio- e maxilo-facial. Fonte: [Leong, Cheah e Chua (2003)], em (b) Biomodelo
prototipado em cera para posterior fundição de titânio. Fonte: [Heissler et al. (1998)]. ..23
Figura 6 - Exemplos de dispositivos de titânio obtidos por processos de conformação: (a)
Malhas dinâmicas; (b) Engates, fixadores, pinos e parafusos – Fonte [Lorenz (2007)]..28
Figura 7 – (a) Grande implante usinado em titânio, Fonte: [Eufinger et al. (1995)], (b)
Prótese e gabarito, Fonte: [Eufinger et al. (1998)], (c) Espaçamento entre implante e
osso. Fonte: [Wehmöller et al. (2003)]. ............................................................................31
Figura 8 - Prótese acrílica com fixadores metálicos. Fonte: [Sherburn e Silbergeld
(1996)]. .............................................................................................................................33
Figura 9 – Exemplo de localização de dois componentes. ..............................................38
Figura 10 - Princípio 3-2-1................................................................................................39
Figura 11 - Fluxograma com as etapas propostas...........................................................41
Figura 12 – Projeto do porta-moldes, vista explodida com dimensões internas e detalhe
da tampa...........................................................................................................................44
Figura 13 - Separação das superfícies do modelo digital ................................................45
Figura 14 – Simulação do porta-moldes. Visão lateral em corte (à esquerda) e isométrica
(à direita). .........................................................................................................................45
Figura 15 – Planejamento e simulação da primeira etapa de desbaste da cavidade do
molde................................................................................................................................48
Figura 16 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da cavidade do
molde................................................................................................................................49
Figura 17 – Planejamento e simulação da primeira etapa de acabamento da cavidade do
molde................................................................................................................................50
Figura 18 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da cavidade do
molde................................................................................................................................51
Figura 19 – Planejamento e simulação da primeira etapa de desbaste do punção do
molde................................................................................................................................51
Figura 20 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste do punção do
molde................................................................................................................................51
viii
Figura 21 – Planejamento e simulação da primeira etapa do acabamento do punção do
molde................................................................................................................................52
Figura 22 – Planejamento e simulação da segunda etapa de acabamento do punção do
molde................................................................................................................................52
Figura 23 – Planejamento e simulação da continuidade do acabamento da primeira
etapa do punção do molde...............................................................................................53
Figura 24 - Ilustração em corte do primeiro posicionamento do bloco acrílico para
usinagem. .........................................................................................................................57
Figura 25 - Planejamento e simulação da usinagem do rebaixo. ....................................58
Figura 26 – Planejamento e simulação do primeiro desbaste da superfície interna. ......59
Figura 27 – Planejamento e simulação do segundo desbaste da superfície interna.......59
Figura 28 – Planejamento e simulação da primeira etapa do acabamento da superfície
interna...............................................................................................................................60
Figura 29 – Planejamento e simulação da segunda etapa do acabamento da superfície
interna...............................................................................................................................61
Figura 30 – Ilustração em conte do reposicionamento do bloco acrílico para a usinagem
da superfície externa........................................................................................................62
Figura 31 – Planejamento e simulação da primeira etapa de desbaste da superfície
externa..............................................................................................................................62
Figura 32 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da superfície
externa..............................................................................................................................63
Figura 33 – Planejamento e simulação da primeira etapa de acabamento da superfície
externa..............................................................................................................................63
Figura 34 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da superfície
externa..............................................................................................................................64
Figura 35 – Planejamento e simulação da etapa de desprendimento da prótese...........64
Figura 36 - Itens inspecionados e a MMC utilizada. ........................................................65
Figura 37 - Etapas da cadeia de fabricação das próteses, onde a ocorrência de erro é
prevista. ............................................................................................................................66
Figura 38 – Ilustração do procedimento de localização grosseira 3-2-1. (à esquerda),
pontos definidos sobre o modelo digital; (à direita), os mesmo pontos tocados sobre o
crânio seco. ......................................................................................................................69
Figura 39 - Distribuição de pontos de medição sobre o modelo digital. (à esquerda) uma
matriz de 15x15 pontos, (à direita) uma matriz de 85x85 pontos. ...................................69
Figura 40 – apalpação dos pontos no contorno das próteses. ........................................73
Figura 41 - apalpação dos pontos para medição da altura das próteses. .......................73
Figura 42 - Simulação da economia de gesso proporcionada pelo uso do postiço na
preparação do punção......................................................................................................76
Figura 43 - Porta-molde preenchido com gesso, fixo em uma morsa, alinhado e já com o
sistema de coordenadas definido. Em (a) antes do faceamento, em (b) após o
faceamento.......................................................................................................................76
Figura 44 - Marcas anatômicas reconstruídas no molde de gesso .................................77
ix
Figura 45 – Resultado da primeira operação de desbaste com limpeza de área e
formação de degraus........................................................................................................78
Figura 46 - resultado da segunda operação de desbaste no contorno, com suavização
dos degraus e 0,5mm de sobre-material..........................................................................79
Figura 47 – resultado da primeira operação de acabamento com estratégia de “Z
constante”, até Z-32 mm. .................................................................................................80
Figura 48 - Segunda operação de acabamento com estratégia de “varredura com
incremento em Y” a partir de Z-32mm. ............................................................................81
Figura 49 – Resultado da primeira operação de desbaste com limpeza de área e
formação de degraus na superfície..................................................................................82
Figura 50 - Resultado da segunda operação de desbaste no contorno, desfazendo os
degraus e deixando 0,5mm de sobre-material.................................................................82
Figura 51 – Resultado da primeira etapa de acabamento com estratégia de “Z
constante”.........................................................................................................................83
Figura 52 - Segunda etapa de acabamento com estratégia de “varredura com
incremento em Y”. ............................................................................................................84
Figura 53 - Terceira etapa de usinagem do acabamento com fresa de topo reto ...........84
Figura 54 - Resultado da fundição da prótese. ................................................................86
Figura 55 – Bloco de PMMA polimerizado e desmoldado. ..............................................87
Figura 56 – Irregularidades na polimerização do bloco de PMMA, ocorridas na superfície
livre (superior) do molde...................................................................................................88
Figura 57 - Usinagem do rebaixo com 5mm abaixo da superfície superior do bloco.
Detalhe ao cavado obtido.................................................................................................90
Figura 58 – Primeira etapa de desbaste da superfície interna. Detalhe ao cavaco obtido.90
Figura 59 – Segunda etapa do desbaste no contorno, com suavização dos degraus e
0,5mm de sobre-material..................................................................................................91
Figura 60 – Primeira etapa de acabamento da superfície interna, com estratégia de “Z
constante”.........................................................................................................................92
Figura 61 – Segunda etapa de acabamento da superfície interna com estratégia de
“varredura com Y constante”............................................................................................92
Figura 62 – Primeira etapa de desbaste da superfície externa com limpeza de área a
formação de degraus na superfície..................................................................................93
Figura 63 - Segunda etapa de desbaste da superfície externa com suavização dos
degraus com sobre-material resultante de 0,5mm...........................................................93
Figura 64 – Primeira etapa de acabamento da superfície externa com estratégia de “Z
constante”.........................................................................................................................94
Figura 65 - Segunda etapa de acabamento no topo da superfície externa com estratégia
de “varredura com Y constante”.......................................................................................95
Figura 66 - Terceira etapa de acabamento para desprendimento da possível prótese do
restante do bloco, estratégia de “Z constante” com ferramenta de topo reto. .................95
Figura 67 – Análise visual do acabamento interno da prótese usinada...........................96
Figura 68 - Análise visual do acabamento externo da prótese usinada. .........................97
x
Figura 69 - RMS do erro em relação ao modelo digital versus o número de medições
realizadas. ......................................................................................................................101
Figura 70 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e o
crânio seco .....................................................................................................................103
Figura 71 - Distribuição dos pontos com maior erro sobre o crânio seco......................103
Figura 72 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a
cavidade do molde .........................................................................................................104
Figura 73 - Indicação dos pontos com maior erro sobre o cavidade do molde. ............105
Figura 74 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e o
punção............................................................................................................................106
Figura 75 - Indicação dos pontos com maior erro sobre o punção do molde................106
Figura 76 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a
superfície externa da prótese usinada ...........................................................................107
Figura 77 – Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície externa da prótese
usinada. ..........................................................................................................................108
Figura 78 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a
superfície interna da prótese usinada ............................................................................109
Figura 79 - Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície interna da prótese
usinada. ..........................................................................................................................109
Figura 80 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a
superfície externa da prótese fundida ............................................................................110
Figura 81 - Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície externa da prótese
fundida............................................................................................................................111
Figura 82 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a
superfície interna da prótese fundida ( Faixa de 0,02)...................................................112
Figura 83 - Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície interna da prótese
fundida e região com falha de preenchimento. ..............................................................112
Figura 84 – RMS do erro em relação ao modelo digital.................................................114
Figura 85 – Valor do RMS do erro acumulado em relação à superfície externa do crânio115
Figura 86 – Etapas da cadeia de fabricação propensas a erro .....................................116
Figura 87 - Diferentes tamanhos de punção para fabricação de estruturas com gradiente
funcional. ........................................................................................................................119
xi
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 – Ítens inspecionados e número de pontos apalpados.....................................70
Tabela 2 - Tempo empregado na fabricação da prótese por fundição em molde ...........98
Tabela 3 - Tempo empregado na fabricação da prótese usinada ...................................98
Tabela 4 - Custo aproximado de material empregado no trabalho..................................99
Tabela 5 - Resultado das medições no contorno das próteses .....................................115
xii
LISTA DE SIGLAS E SÍMBOLOS
SIGLAS INGLÊS PORTUGUÊS
3D-P
Three-dimensional Print
Impressão Tridimensional
CAD
Computer Aided Design
Projeto Auxiliado por Computador
CAM
Computer Aided Manufacturing
Manufatura Auxiliada por Computador
CNC
Computer Numerical Control
Comando Numérico Computadorizado
COBEM
Congresso Internacional de Engenharia
Mecânica
FDM
Fused Deposition Modeling
Modelagem por Fusão e Deposição
HA
Hydroxyapatite
Hidroxiapatita
IGES
Initial Graphics Exchange Specification
-
MABS
Methylmethacrylate ABS
Metilmetacrilato ABS
MDF
Médium density fiberboard
-
MIP
Medical Image Processing
Processamento de Dados Médicos
MIT
Massachusetts Institute of Technology
Instituto Tecnológico de Massachusetts
MMC
Máquina de Medir por Coordenadas
NURBS
Nonuniform Rational B-Splines
-
PEMA
Polyethylmethacrylate
Polietilmetacrilato
pHEMA
Polyhydroxyethylmethacrylate
Polihidroxietilmetacrilato
PMMA
Polymethylmethacrylate
Polimetilmetacrilato
PR
Prototipagem Rápida
RMS
Root Mean Square
Valor quadrático médio
RNM
Magnetic Resonance Imaging
Ressonância Nuclear Magnética
SCM
Sistema de coordenadas de medição
SCP
Sistema de coordenadas de projeto
SLS
Selective Laser Sintering
Sinterização Seletiva a Laser
STL
Stereolithography
Estereolitografia
TC
Tomografia Computadorizada
TE
Tissue Engineering
Engenharia de Tecidos
TICC
Tomography Image processing CAD/CAM
Proce’ssamento de imagens
tomográficas CAD/CAM
©
Copyright
Direito autoral
®
Trademark
Marca registrada
xiii
SUMÁRIO
Capítulo 1..................................................................................................................1
INTRODUÇÃO
1.1. OBJETIVO ................................................................................................................ 5
1.2. METAS ..................................................................................................................... 5
1.3. ESCOPO .................................................................................................................. 5
Capítulo 2..................................................................................................................7
REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
2.1. CRANIOPLASTIA ..................................................................................................... 7
2.2. BIOMATERIAIS PARA PRÓTESES....................................................................... 11
2.2.1. Acrílico PMMA.............................................................................................15
2.3. PROCESSO DE FABRICAÇÃO DE PRÓTESES................................................... 20
2.3.1. Prototipagem Rápida...................................................................................21
2.3.1.1. Impressão Tridimensional...............................................................................23
2.3.1.2. Modelagem por Fusão e Deposição (FDM)....................................................24
2.3.1.3. Sinterização Seletiva a Laser (SLS) ...............................................................25
2.3.2. Conformação...............................................................................................26
2.3.3. Usinagem ....................................................................................................29
2.3.4. Fundição......................................................................................................33
2.4. PRECISÃO DIMENSIONAL E FORMA .................................................................. 36
Capítulo 3................................................................................................................40
PROCEDIMENTO EXPERIMENTAL
3.1. INTRODUÇÃO........................................................................................................ 40
3.2. FABRICAÇÃO DE PRÓTESE POR USINAGEM INDIRETA.................................. 42
3.2.1. Planejamento e fabricação do porta-moldes...............................................42
3.2.2. Planejamento do molde...............................................................................44
3.2.2.1. Seleção e preparação do material para o molde ............................................46
3.2.2.2. Máquina, ferramentas e seqüência de usinagem ...........................................46
3.2.2.3. Desbaste da cavidade do molde.....................................................................47
3.2.2.4. Acabamento da cavidade do molde................................................................49
3.2.2.5. Desbaste do punção do molde .......................................................................51
3.2.2.6. Acabamento do punção do molde ..................................................................52
3.2.3. Fabricação de canal para vedação e bolsões de alívio de material ...........53
3.2.4. Seleção, preparação e polimerização do biomaterial .................................55
3.3. FABRICAÇÃO DE UMA PRÓTESE POR USINAGEM DIRETA ............................ 56
xiv
3.3.1. Preparação do bloco de acrílico PMMA......................................................56
3.3.2. Desbaste do bloco de acrílico .....................................................................57
3.3.3. Usinagem do rebaixo com superfície plana ................................................57
3.3.4. Desbaste da superfície interna....................................................................58
3.3.5. Acabamento da superfície interna...............................................................60
3.3.6. Reposicionamento e fixação do bloco.........................................................61
3.3.7. Desbaste da superfície externa...................................................................62
3.3.8. Acabamento da superfície externa..............................................................63
3.4. AVALIAÇÃO DIMENSIONAL.................................................................................. 65
3.4.1. Estratégia de localização e medição das superfícies .................................67
3.4.2. Procedimento e ferramenta de avaliação das superfícies ..........................70
3.4.3. Procedimento de avaliação das dimensões externas.................................72
Capítulo 4................................................................................................................74
RESULTADOS E DISCUSSÕES
4.1. RESULTADO DA FUNDIÇÃO DA PRÓTESE EM MOLDE USINADO .................. 74
4.1.1. Fabricação do porta-moldes........................................................................74
4.1.2. Preparação do molde em gesso .................................................................75
4.1.3. Usinagem do molde em gesso....................................................................76
4.1.4. Moldagem....................................................................................................85
4.2. RESULTADO DA FABRICAÇÃO DE PRÓTESE POR USINAGEM DIRETA ........ 86
4.2.1. Preparação do bloco de acrílico..................................................................86
4.2.2. Usinagem da prótese ..................................................................................88
4.3. APONTAMENTO DE CUSTO E TEMPO EMPREGADO NA FABRICAÇÃO DAS
PRÓTESES ..................................................................................................................... 97
4.4. AVALIAÇÃO DIMENSIONAL................................................................................ 100
Capítulo 5..............................................................................................................118
CONCLUSÕES
5.1. PROPOSTA DE TRABALHOS FUTUROS........................................................... 119
1
Capítulo 1.
INTRODUÇÃO
Defeitos craniofaciais são resultantes de operações para retirada de tumor,
craniotomias
1
de ossos infectados, descompressão externa, problemas congênitos e
traumas que respondem pela maioria dos defeitos cranianos (KÜBLER et al. 1995,
HIEU et al. 2002, EUFINGER et al. 2001, LEE et al. 2002, JOSAN et al. 2005, e
ROTARU et al 2006). Pacientes com esses danos podem ser submetidos à
cranioplastia, que é um procedimento cirúrgico no qual próteses são utilizados para
prover basicamente: proteção (do cérebro e tecidos internos) e correção estética
(KÜBLER et al. 1995, EUFINGER; SAYLOR 2001, HIEU et al. 2002, LEE et al. 2002,
ARTICO et al. 2003, SCHILLER et al. 2004, WURN et al. 2004). O procedimento
usado depende do tamanho e local do defeito e também da idade e estado de saúde
do paciente, (HIEU et al. 2002).
A cranioplastia aplicada à recuperação de grandes defeitos cranianos tem
apresentado grande desenvolvimento nas ultimas décadas. Essa grande evolução é
creditada à descoberta de novos biomateriais, ao aprimoramento dos equipamentos
de aquisição e aos sistemas de processamento de dados médicos (MIP - Medical
Image Processing), somando a isto, a otimização das etapas de planejamento e
projeto por meio de técnicas auxiliadas por computador, como: CAD (Computer-
Aided Design); CAM (Computer-Aided Manufacturing) e CNC (Comando Numérico
Computadorizado), além de várias inovações nas técnicas de fabricação, que tem
permitido a produção de implantes individuais com alta precisão e razoáveis níveis
de biocompatibilidade.
Independente da técnica utilizada, vários pesquisadores, tais como: Eufinger
et al. (1995), Wehmöller et al. (1995), Kübler et al. (1995), Heissler et al. (1998),
Weihe et al. (2000), D’Urso et al. (2000), Hassfeld e Mühling (2001), Eufinger e
Saylor (2001), Hieu et al. (2002), Leong, Cheah e Chua (2003), Schiller et al. (2004),
Schipper et al. (2004), Wurm et al. (2004), Yacubian-Fernandes et al. (2004), Bazan
(2004), Rotaru et al. (2006), entre outros, realizaram pesquisas sobre implantes pré-
1
A craniotomia é uma abertura cirúrgica do crânio, com o objetivo de se obter acesso às meninges, à
2
operativos sob medida para cranioplastia, e é observado nesses estudos, que toda a
cadeia de produção pode ser resumida basicamente em 3 etapas principais:
Obtenção de imagens do paciente por TC (Tomografia Computadorizada) ou
RNM (Ressonância Nuclear Magnética);
Segmentação de imagens e modelagem tridimensional (3D); e
Projeto e fabricação com técnicas auxiliadas por computador, CAD/CAM.
Na Figura 1 são apresentadas de forma relacionada as 3 etapas descritas
acima, subdividida em três etapas ou áreas distintas que de certa forma atuam na
cranioplastia: a etapa de modelagem, engloba a aquisição e manipulação de dados
do paciente. É a área que abrange o planejamento do processo. Ela é iniciada com a
varredura da região afetada por TC ou RNM. As imagens bi-dimensionais (2D)
obtidas são segmentadas e posteriormente, em softwares dedicados, são
modeladas em forma de superfícies ou sólidos. Em ambos, são necessários
refinamentos e adaptações ao projeto, preparando para a técnica de fabricação
posterior. A segunda área reúne os variados processos de fabricação que podem
ser utilizados. É observado que a definição do processo adequado é direcionada
basicamente pela escolha do material, complexidade geométrica da prótese e
disponibilidade de equipamento
2
. Por fim acontece a etapa que envolve a técnica
cirúrgica a ser adotada, que é inerente a uma decisão médica.
A etapa de modelagem ilustrada na Figura 1, trata da aquisição e conversão
dos dados e, atualmente já está bem desenvolvida. Os equipamentos de TC
evoluíram consideravelmente desde o seu surgimento no inicio da década de 1970,
e hoje, junto com a RNM são conhecidos como os dois melhores métodos para
aquisição de informações para diagnóstico médico e planejamento (HIEU et
al.,2002). Os métodos de segmentação e vetorização das imagens obtidas por TC
ou RNM se apresentam eficientes quanto à precisão e disponibilidade de arquivos
em formatos públicos, tais como: STL (STereoLithography) e IGES (Initial Graphics
Exchange Specification), mas se limitam ao emprego de softwares dedicados que
geralmente são caros.
massa encefálica ou para retirada de um tumor.
2
Essas características serão melhor abordadas na seção 2.3 da revisão.
3
Figura 1 – Fluxograma geral do ciclo de produção de um implante no método pré-operativo.
A etapa de projeto pode ser realizada em aplicativos CAD convencionais da
área de engenharia mecânica; nesta, inclui-se a separação de regiões de interesse,
modificações, otimização do projeto e a exportação em formatos adequados à
fabricação. As principais técnicas de fabricação de implantes pré-operativos fazem
uso, basicamente, de quatro processos tradicionais. São eles: Fabricação por
Camadas, também denominado Prototipagem Rápida (PR), além dos processos de
Conformação, Usinagem e Fundição
3
.
Atualmente, a principal aplicação da PR na cranioplastia é na produção de
modelos (cirúrgico ou de engenharia) ou moldes para uma posterior conformação ou
fundição da prótese. Segundo Hieu et al. (2002) esta ainda é uma técnica cara e não
amplamente disponível, além do fato de ser limitada por inúmeras variáveis de
processo, materiais e outros que serão apresentados com mais detalhes na seção
2.3.1.
3
A palavra fundição aparece no texto se refererindo não apenas a materiais metálicos, mas também
a fundição de acrílico. Esse termo foi adotado ao acrílico devido a maneira como ocorre a sua auto-
polimerização descrita na seção 2.2.1; e também pela tradução do termo em inglês “Cast PMMA”.
4
O processo de conformação não aparece como alternativa ideal para a
produção de implantes sob medida, principalmente pela complexidade e custo
imposto ao processo, que seria compensada apenas em uma produção seriada.
A usinagem, em específico o fresamento, é um processo utilizado em vários
trabalhos, tanto para a confecção de modelos ou moldes para posterior etapa de
conformação, conforme apresentado em: Joffe et al. (1999), Gelaude et al. (2006) e
Eufinger et al. (2007), assim como, na usinagem direta de implantes, conforme
Eufinger et al. (1995), Wehmöller et al. (1995), Eufinger et al. (1998), Eufinger e
Saylor (2001), Hieu et al. (2002), Schipper et al. (2004), Bazan (2004) e Weihe et al.
(2004). A usinagem direta apresenta algumas limitações
4
importantes conforme
descritas em Bazan (2004), que relata problemas com fixação, referimento de
máquina, restrições geométricas, rigidez mínima necessária do material e
impossibilitando à confecção de matrizes porosas (scaffolds
5
).
A grande quantidade de limitações imposta pelos processos de fabricação e
as funcionais apresentadas pelas próteses, tem motivado a investigação de novos
biomateriais e metodologias de produção mais eficientes. Uma alternativa que se
apresenta pouco investigada é a fundição de biomateriais em molde usinado.
Eufinger et al. (1995), sem relatar muitas informações sobre a metodologia de
produção, foi o primeiro a utilizar essa técnica em 1995, fundindo o acrílico
polimetilmetacrilato (PMMA) em molde, usinado em um centro de usinagem CNC 3-
eixos. Um trabalho com abordagem semelhante é apresentado por Heissler et al.
(1998), que fundiu titânio, porém, sobre um modelo de engenharia prototipado. Mais
recentemente, Hieu et al. (2002) apresentaram um estudo mais detalhado sobre
implantes de PMMA fundidos em molde usinado em máquina CNC 3-eixos. Os
resultados mostraram as seguintes vantagens sobre métodos que usam PR: (i)
Maior precisão; (ii) produção direta do molde para fabricação do implante; (iii) menor
tempo gasto na fabricação; (iv) menor custo e (v) maior disponibilidade de
equipamento, principalmente em países menos desenvolvidos.
Vale ressaltar também que a proposta de usinagem de moldes para fundição
de biomaterial permite a produção de implantes com grande complexidade
4
Essas limitações serão melhor abordadas na seção 2.2.3 da revisão.
5
Scaffold é um termo adotado pela engenharia de tecidos para nomear suportes biológicos ou
sintéticos para o cultivo e regeneração de tecidos. (Em português esse termo aparece traduzido
como: matriz tridimensional, arcabouço, estrutura e escafolde).
5
geométrica
6
e permite o uso de uma maior diversidade de materiais quando
comparado à PR.
Entretanto, é esperado que a inclusão de mais um processo na cadeia
produtiva
7
possa implicar em um aumento de erro dimensional, do tempo e do custo
de produção, sendo estes os principais problemas a serem enfrentados neste
trabalho.
1.1. OBJETIVO
Fazer a avaliação dimensional de supostas próteses acrílicas, produzidas
por dois diferentes processos de fabricação.
1.2. METAS
• Estudar técnicas de fundição de biomateriais (em especial do acrílico
Polimetilmetacrilato (PMMA)).
• Desenvolver o projeto de um porta-moldes, que seja eficiente para
produção de variados tamanhos e geometrias de próteses.
• Analisar a viabilidade do fresamento de moldes descartáveis em gesso
para fundição.
• Obter um modelo de prótese fundida para posterior avaliação
dimensional.
• Obter um modelo de prótese usinada, com estratégia e parâmetros de
usinagem diferentes dos utilizados por Bazan(2004).
• Apontar tempo de fabricação e gastos com materiais.
1.3. ESCOPO
6
Este termo é utilizado de forma freqüente para designar uma superfície cuja solução analítica só
pode ser obtida por aproximação. É também utilizado como sinônimo para superfície de forma livre ou
esculpida.
7
Adoção de mais um processo na cadeia produtiva, se refere a mudança de uma usinagem direta da
prótese para a usinagem de um molde para seu posterior processo de fundição.
6
O presente estudo está limitado a uma revisão bibliográfica sobre os temas
cranioplastia, biomateriais, processos de fabricação (com ênfase na usinagem e
fundição) e inspeção dimensional. Entretanto, deve-se observar que a metodologia
aqui proposta não se destina, ainda, à fabricação de próteses para uso em vivos.
7
Capítulo 2.
REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
2.1. CRANIOPLASTIA
A cranioplastia é um dos procedimentos cirúrgicos mais antigos, datados de
3000 anos a.C. (AGNER et al. 1997). Descobertas arqueológicas de crânios
trepanados, associados com materiais moldados no formato de cobertura de defeitos
cranianos, são fortes evidências que a cranioplastia é praticada desde a antiguidade
(AGNER et al. 1998). Sanan e Haines (1997) afirmam que esta não era uma prática
exclusiva de uma civilização, pelo contrário, cirurgias no crânio eram procedimentos
constantes entre os incas, britânicos antigos, asiáticos, norte-africanos e polinésios.
A Figura 2 ilustra alguns exemplos, tais como um crânio inca com três
trepanações (ver Figura 2a) e um crânio de Cerro Colorado região de Paracas no
Peru onde uma fina placa de ouro foi usada para cobrir um defeito na testa, (ver
Figura 2b e c). Segundo Sanan e Haines (1997) este é o crânio melhor preservado
que confirma que a cranioplastia foi executada por cirurgiões peruanos pré-
históricos.
Figura 2 – Exemplos de cranioplastias encontradas na antiguidade. (a) Crânio inca; (b) Crânio da
região de Paracas no Peru. Fonte: [Sanan e Haines (1997)].
8
Durante a história da cranioplastia, uma gama enorme de materiais foi usada
no reparo de defeitos cranianos. Porém nas ultimas décadas, pesquisas constantes
levaram a uma crescente evolução, e hoje, convencionalmente, a cranioplastia é
tratada através de implantes individuais que Eufinger e Saylor (2001) e Artico et al.
(2003), dentre outros, classificam segundo sua origem, como:
• Autólogo (do termo em inglês autograft) - retirado do mesmo indivíduo;
• Não autólogo - originário de outro ser vivo, podendo este ser:
- Homólogos (allograft) - da mesma espécie;
- Heterólogos (xenograft) - de outra espécie;
• Aloplásticos
8
- que são as resinas, polímeros, metais e cerâmicas.
Louis X. A. Ollier em 1859 foi um dos pioneiros nos fundamentos da
regeneração óssea. Ele executou experimentos de trepanação com enxerto ósseo
em animais e foi um dos primeiros a distinguir e descrever os conceitos de
autólogos, homólogos e heterólogos, (BURWELL, 1994). Sugere-se a leitura de
Sanan e Haines (1997) que apresentam uma notável e minuciosa revisão histórica
sobre a cranioplastia.
Artico et al. (2003) são defensores do uso de ossos autólogos, segundo eles,
as suas propriedades mecânicas, imunológicas e funcionais, aliadas a um superior
efeito psicológico e estético, fazem deste o melhor material para cranioplastia.
Porém, Eufinger e Saylor (2001) afirmaram que os implantes ósseos em geral não
se prestam a promover por longa duração a estabilidade geométrica e podem não
convergir para os resultados estéticos esperados. Grant et al. (2004, apud Ratoru et
al., 2006) mencionaram que os do tipo autólogo em específico, supõem aumento da
morbidade no local doador, maior tempo cirúrgico, não apresentam qualidade ou
quantidade suficiente de material doador, além de apresentarem dificuldades em
tomar a forma do novo implante e podem também apresentar alguns graus de
reabsorção e requererem outras cirurgias para ajustes, o que tornaria impraticável
para implantes de grandes áreas. Para os não autólogos, Eufinger e Saylor (2001)
apontam os riscos de agentes infecciosos e reação imunológica por parte do
organismo. Alesch e Bauer (1985) mencionam vários casos de implantes feitos com
8
Aloplástico é uma palavra análoga ao termo ‘sintético’ (de origem não humana, não animal e não orgânica)
9
ossos de animais (heterólogos), tais como: cão, macaco, ganso, coelho, bezerro,
águia. Além disso, afirmam que o uso de ossos de cadáveres (homólogos) foi uma
técnica bastante investigada no começo do século XX, e que sofreu um
renascimento na década de 1980. Porém, segundo eles, o consenso geral dos
neurocirurgiões é que estes são limitados e ainda menos indicados que os
autólogos.
Eufinger e Saylor (2001) relatam as vantagens do implante aloplástico
(utilizando materiais como resinas, polímeros, metais e cerâmicas), sendo que
alguns destes proporcionam estabilidade geométrica, podem ser obtidos em
qualquer quantidade necessária, minimizam os riscos de agentes infecciosos e
elimina a necessidade de remoção de um enxerto do tipo autólogo, que aumentaria
a morbidade cirúrgica e dor pós-operatória. Porém, Edwards e Ousterhout (1987)
fazem uma importante nota sobre a seleção de um material para cranioplastia,
afirmam eles, que a decisão deve estar intimamente relacionada à idade do
paciente. Por exemplo, crianças com menos de 3 anos de idade demonstram maior
capacidade regenerativa do crânio, sendo uma boa alternativa nesses casos, o uso
de implante ósseo, mais especificamente a split calvarium (tábua externa do osso,
conforme técnica defendida por Ártico et al. (2003)). Enquanto que adultos,
comparativamente, apresentam crescimento ósseo quase desprezível, tornando o
material aloplástico mais adequado. Agner et al. (1997) apresentam, além disso,
outras variáveis que julgam importantes para a escolha do material, tais como o local
do defeito (especialmente com respeito a exigências estéticas e funcionais), a causa
do defeito (trauma devido remoção de tumor onde uma cirurgia adicional pode ser
necessária) e o tamanho do próprio defeito.
Na década de 1990 uma proposta inovadora foi apresentada por Kübler et
al. (1995) que avaliaram a utilização de um cimento produzido com pó de ossos de
cadáver humano desmineralizado. O material apresentou bons resultados, porém, os
autores indicaram que estes deveriam ser analisados com precaução, pois análises
mais detalhadas necessitavam ser feitas.
Segundo Sanan e Haines (1997), independente se autólogo, não autólogo
ou aloplástico o material de substituição ideal dever ser forte, leve, maleável, não
condutivo termicamente, esterilizável, inerte, radiolucente, não magnético, bom
esteticamente, disponível e barato.
10
Quanto ao método de implantação da prótese ele pode ser classificado
como, “intra-operativo” ou “pré-operativo”. Eufinger e Saylor (2001), afirmam que o
método intra-operativo (preparado no momento da cirurgia) além de aumentar o
tempo e o risco de complicações na cirurgia não satisfaz quanto ao aspecto estético
e fica dependente da habilidade manual do cirurgião. Então, devido a essas
implicações, constantemente são apresentadas inovações tecnológicas, objetivando
a fabricação de implantes pré-operativos, pois este permite ao cirurgião o
planejamento cirúrgico, a pré-fabricação da prótese e conseqüentemente, propicia a
redução do tempo de cirurgia e melhores resultados estéticos. Alguns exemplos
serão apresentados a partir da seção 2.3.
Motivado pela individualidade, localização, complexidade geométrica e
funcional das próteses, a cranioplastia é intimamente dependente de conhecimentos
e tecnologias multidisciplinares. O primeiro exemplo é a necessidade da obtenção de
informações sobre a região afetada do crânio, para isso, equipamentos de TC ou
RNM vêm sendo utilizados eficientemente pela comunidade científica e médica há
várias décadas para esse fim, despontando como uma ferramenta extremamente
importante na cadeia de produção de implantes. Outro exemplo é a necessidade de
segmentar e representar as informações (imagens) do paciente em ambiente de
projeto CAD/CAM. O processo de segmentação das imagens 2D oriundas da TC ou
RNM é iniciado com a separação da estrutura óssea e dos tecidos moles, isso é
realizado em aplicativos MIP com auxílio de técnicas de limiarização (threshold)
9
,
vetorização e reconstrução. A geometria do osso é transformada em segmentos no
formato IGES ou sólidos no formato STL. Observa-se que essa etapa é
extremamente dependente de aplicativos dedicados que geralmente são poucos e
caros, entretanto, se mostram eficientes e amplamente utilizados. Alguns exemplos
são: [Mimics®], [Medicim®], [InVesalius®], [Velocity®], [Analyze®] e [3Ddoctor®].
A modelagem 3D de estruturas anatômicas, tem sido usada principalmente
para dois propósitos: (i) fabricar modelos físicos conhecidos como biomodelos;
(D’URSO et al. 2000, GELAUDE et al. 2006, HEISSLER et al. 1998, JOFFE et at.
1999, LEE et al. 2002, WURM et al. 2004, YACUBIAN-FERNANDES et al. 2004,
LOHFELD; BARRON; MCHUGH, 2005, LO et al. 2004) e (ii) projetar implantes
9
A limiarização traduzida do termo inglês threshold, consiste em converter imagens em tons de cinza
para imagens binárias. Em geral, consiste na bipartição do histograma, convertendo os pixels cujo
tom de cinza é maior ou igual a um certo valor de limiar em brancos e os demais em pretos.
11
(BAZAN 2004, EUFINGER et al. 1995, EUFINGER et al. 2003, EUFINGER et al.
1998, EUFINGER; SAYLOR 2001). Os biomodelos são usados para planejamento
pré-operativo, funcionando como uma espécie de gabarito para preparação do
implante como apresentando por Heissler et al. (1998), ou como modelo para
produzir um molde no qual o implante final será fabricado, conforme D’Urso et al.
(2000). No caso do projeto direto do implante, ele é geralmente produzido por
processo de usinagem ou prototipagem rápida.
Na etapa de projeto e modelagem do implante, um fator importante é a sua
definição geométrica. Hieu et al. (2002) descrevem que a geometria em cranioplastia
é determinada por três superfícies: externa, interna e superfície de contato. A
superfície de contato se refere à borda do defeito ósseo (contornos da abertura no
crânio). A interna e a externa se referem respectivamente a parede interna e externa
do osso craniano. Essas três superfícies são extremamente importantes para
garantir um bom ajuste entre o implante e a abertura do crânio. Depois de finalizado
o projeto em CAD, o modelo segue para a etapa posterior que prepara ao processo
de fabricação. Caso o processo seja PR, o modelo em formato STL é manipulado
em aplicativos específicos que irão fatiá-lo em camadas, traçar as estratégias e as
variáveis de trabalho do equipamento. No caso de processos que fazem uso da
usinagem direta ou de usinagem de moldes e matrizes, o modelo é exportado para
aplicativos CAM, onde são definidas as estratégias e os parâmetros de usinagem.
2.2. BIOMATERIAIS PARA PRÓTESES
Segundo Santos (2002, apud Bazan, 2004), os biomateriais podem ser
definidos como substâncias de origem natural ou sintética que são toleradas de
forma transitória ou permanente pelos diversos tecidos que constituem os órgãos
dos seres vivos. Vários são os critérios que um material precisa atender para ser
enquadrado como um biomaterial; esse mesmo autor ressalta alguns requisitos
fundamentais, introduzindo também o conceito de biofuncionalidade:
12
•
O material deve ser biocompatível, ou seja, sua presença não deve
causar prejuízos a curto e longo prazo no local do implante ou no
sistema biológico;
• Os tecidos não devem causar a degradação do material implantado,
como, por exemplo, corrosão em metais, a não ser de forma tolerável;
• O material deve ser biofuncional, ou seja, deve ter as características
adequadas para cumprir a função (estática ou dinâmica) desejada, pelo
tempo desejado;
• O material deve ser esterilizável.
Mais especificamente detendo-nos nos biomateriais direcionados à
reconstrução facial, Gosain (2003, apud Bazan, 2004) ressalta algumas
características específicas às quais esses materiais devem apresentar, tais como:
• Biocompatibilidade, sem gerar uma reação inflamatória ou de corpo
estranho;
• Que sejam radiopacos
10
, para fácil localização no corpo por meios
radiográficos;
• Facilmente produzido na forma que preencha a deformidade;
• Capaz de manter o seu volume a longo prazo, após a implantação;
• Atividade óssea, induzindo a substituição do biomaterial por osso, em
um índice igual a reabsorção do biomaterial; e
• Prontamente disponível.
Rotaru et al. (2006), mencionam que para o planejamento de uma
cranioplastia a escolha do biomaterial é um assunto muito importante. Certamente o
material escolhido vai direcionar boa parte do planejamento, no tratante ao processo
de fabricação, a técnica cirúrgica, ajuste e fixação no osso. Schiffer et al. (1997)
realizaram uma discussão sobre procedimentos cirúrgicos e baseados em
evidências clínicas, comentam o quanto a seleção do material e a técnica cirúrgica
podem melhorar os resultados de cranioplastia.
10
Radiopacidade é a capacidade que certas substâncias possuem de serem impermeáveis aos raios X ou a
outras formas de energia radiante.
13
Desde os primitivos procedimentos cirúrgicos da antiguidade até hoje,
muitos materiais foram usados para cobrir defeitos ósseos, inclusive conchas de
coco, ossos de doadores humanos e não humanos, metais, incluindo ouro, prata,
tântalo, titânio e, mais recentemente, materiais biosintéticos como resinas e
cerâmicas (AGNER et al. 1997). Calixto (2001, apud Bazan, 2004), apresenta uma
lista mais completa com os materiais mais utilizados em implantes, aplicados em
todo o corpo humano. Estes são: os metais ou ligas metálicas (titânio, titânio-
alumínio-vanádio, cobalto-cromo-molibidênio, ferro-cromo-níquel), as cerâmicas
(hidroxiapatita, fosfato de tri cálcio, aluminatos de cálcio), os polímeros (silicones,
poliamida, ácido poliático, ácido glicórico, polipropileno, polietileno,
polimetilmetacrilato, politetrafluoretileno, poliuretanas), os compósitos (cerâmicas de
vidro, cimentos de ionômero de vidro) e, mais recentemente, os vidros bioativos.
Entretanto, para as aplicações em cranioplastia, são utilizados apenas os materiais
de menor susceptibilidade a rejeição – por se tratar de uma região crítica – e os que
são mais leves, favorecendo o aspecto do conforto ao paciente. Eppley (2003)
menciona que atualmente três alternativas de biomateriais vêm sendo mais usadas
na cranioplastia. São elas: polimetilmetacrilato (PMMA), hidroxiapatita (HA) e o
titânio (Ti). Cada qual tem suas vantagens e indicações na cranioplastia
contemporânea. Esses biomateriais podem apresentar bons resultados clínicos por
meio de uma boa técnica cirúrgica e da escolha de um biomaterial adequado a cada
paciente.
Materiais compostos de fosfato de cálcio como é o caso da HA são usados
comercialmente para próteses a mais de duas décadas (GOSAIN 2005). Porém, só
na metade da década de 1990 que ela foi introduzida como um material em
potencial (SANAN e HAINES, 1997). Segundo Santos (2002, apud Bazan, 2004), a
HA é um fosfato de cálcio hidratado, componente majoritário (cerca de 95%) da fase
mineral dos ossos e dentes humanos.
Ao contrário da maioria dos outros aloplásticos que são inertes, Eppley
(2003) garante que esses materiais são bioativos e tem um grande potencial de
promover regeneração de tecidos após sua colocação, porém, quando comparado
ao PMMA, por exemplo, tem como ponto negativo a sua baixa tenacidade.
Uma das mais recentes aplicações da HA é o seu uso como camada de
revestimento, aplicada sobre implantes de titânio, que tem como objetivo prover ao
14
implante metálico uma superfície bioativa, promovendo regeneração óssea,
conforme pode ser visto em Watari et al. (2004).
O Titânio já há algumas décadas despontou como o material metálico mais
adequado para uso em cranioplastia dentre os inúmeros já utilizados desde a
antiguidade e que são comentados por Sanan e Haines (1997). Hoje o Ti constitui
quase a totalidade dos dispositivos de fixação, malhas dinâmicas, e em alguns casos
próteses inteiras. Eppley (2003) menciona que o Ti é um material altamente
resistente à corrosão, biocompatível e sem nenhum risco de reações alérgicas.
Atualmente, a liga Ti-6Al-4V (Ti com 6% de Alumínio e 4% de Vanádio) é a mais
usada para implantes e dispositivos de fixação em geral, isso é devido a sua
qualidade de biocompatibilidade e baixa densidade, alta resistência e certa
capacidade de dobramento. Porém, para a aplicação em cranioplastia,
pesquisadores como D’Urso et al. (2000) e Beumer, Firtell e Curtis (1979, apud Hieu
et al., 2002) apontam algumas desvantagens do Ti, tais como: alto custo,
dificuldades na moldagem, fundição e usinagem; criação de artefatos em seções de
TC ou RNM, condutividades térmica e elétrica.
Observa-se uma tendência de substituição de materiais metálicos em
próteses cranianas por resinas acrílicas e cimentos ósseos de origem mineral,
limitando os materiais metálicos à confecção de dispositivos de fixação e a malhas
dinâmicas que sempre apresentaram bons resultados.
Em relação aos materiais sintéticos em geral, Sader et al. (1996) e Zeilhofer
et al. (1997) citados em Rotaru et al. (2006), mencionam que esses devem ser
biocompativeis, inertes, radiolucentes
11
, ter baixa ou nenhuma condutividade térmica,
semelhante peso ósseo, resistência mecânica, simplicidade de trabalho e baixo
custo. Prolo e Oklund (1991) afirmam que as resinas acrílicas são citadas como o
material preferido para implantes ósseos por grande número de cirurgiões, devido a
algumas dessas características, em especial à sua resistência, baixo custo,
facilidade de uso e boas propriedades de biocompatibilidade. Rotaru et al. (2006)
afirmam que o acrílico em geral preenche todos os requisitos citados acima, e o
PMMA em específico é o mais usado atualmente na cranioplastia.
Existem outros materiais que não são considerados como biomateriais, mas
são utilizados no processo de fabricação de próteses cranianas. Eles são
11
Algo é considerado radiolucente quando é quase transparente a raio-x ou outras formas de
radiação.
15
empregados principalmente na produção de moldes, modelos cirúrgicos e de
engenharia.
O gesso odontológico é um exemplo desses materiais. Ele é barato e de fácil
manipulação e conformação. Para o gesso de moldagem, o tempo de trabalho é
apenas de 2 a 3 minutos. A manipulação do sistema pó/líquido também afeta as
características da reação. O aumento do tempo de espatulação resulta na
diminuição do tempo de presa
12
, já que possui o efeito de romper os cristais
conforme eles se formam, aumentando então o número de pontos de cristalização,
(NOORT, 2004).
Uma vez o material reagido, ocorre pouca ou nenhuma alteração
dimensional. A estabilidade de armazenamento é excelente, embora o material seja
levemente solúvel em água. A resistência à compressão é a propriedade mecânica
mais comumente utilizada para se verificar a resistência dos produtos a base de
gesso. (Gesso Comum 9 MPa, Gesso-pedra 21 MPa, Gesso-pedra melhorado 48
MPa). O ar incorporado durante o processo de manipulação pode ser removido
através de vibração. A resistência à tração do gesso comum é muito baixa
(aproximadamente 2MPa). Isso se é devido à porosidade residual e a natureza frágil
do material. A dureza superficial dos produtos em gesso também é muito baixa, de
forma que o material é altamente suscetível a riscamento e à perda por abrasão,
(NOORT, 2004).
2.2.1. Acrílico PMMA
Segundo Sanan e Haines (1997), os confrontos da Segunda Guerra Mundial
resultaram em vários defeitos cranianos de grandes dimensões, e isso pressionou a
melhoria das técnicas de cranioplastia. Foi nesse período que as resinas acrílicas
começaram a serem usadas com esse propósito. O metilmetacrilato foi descoberto
em 1939 e estudado extensivamente nos anos quarenta. Esses estudos
descobriram qualidades desejáveis para cranioplastia, tais como: boa resistência a
impacto e calor, ser radiolucente e inerte.
12
Tempo de presa é um termo comum na odontologia que indica o tempo transcorrido entre a mistura
de componentes (geralmente líquido e pó) até que o material edureça.
16
Gronet, Waskewicz e Richardson (2003) e Sanan e Haines (1997) citam que
o interesse por resinas acrílicas para neurocirurgias aumentou consideravelmente
depois de um trabalho publicado por William Spence em 1954, que tratava de um
método consideravelmente simples para fabricar implantes intra-operativos usando o
metilmetacrilato auto-polimerizante.
Atualmente, a resina acrílica mais utilizada é o polimetilmetacrilato (PMMA),
que tem uma longa história de uso em cirurgia ortopédica como cimento ósseo para
próteses de articulações. Foi adaptado para procedimentos de cranioplastia como
uma mistura de polímero de metilmetacrilato em pó e copolímero de
metilmetacrilato-estireno e um monômero de peróxido de benzil, (EPPLEY, 2003).
O PMMA é uma resina transparente com uma claridade marcante, ela
transmite luz na escala ultravioleta, para um comprimento de onda de 250nm. É uma
resina dura com um número de dureza Knoop de 18 a 20. Sua resistência à tração é
de aproximadamente 60 MPa e sua densidade é de 1,19 g/m³. Seu modulo de
elasticidade é de aproximadamente 2,4 GPa (2.400 MPa), (ANUSAVICE, 1998).
O PMMA pode ser fabricado intra-operativamente misturando um monômero
líquido com um polímero em pó, ver Figura 3a. Após a mistura de ambos, uma
reação exotérmica acontece e pode alcançar temperaturas de até 80°C, mantidas
durante 8 a 10 min. O monômero líquido é altamente alergizante e citotóxico
13
, a
mistura e o processo de polimerização inicial devem acontecer fora do local de
implante, para que o mínimo de monômeros livres entre em contato com tecido. Uma
vez formado, o PMMA é impenetrável, não biodegradável, e o organismo desenvolve
uma cápsula fibrosa que o envolve, tolerando-o, mas sem nenhuma capacidade de
incorporação de tecido (EPPLEY, 2003).
Muitos profissionais médicos, principalmente em procedimentos intra-
operativos, alteram as proporções monômero/polímero recomendada pelos
fabricantes de PMMA em um esforço para diminuir a viscosidade e aumentar o
tempo de manipulação. Sendo assim, objetivando analisar o efeito dessa relação
nas propriedades mecânicas do PMMA, pesquisadores como Jasper et al. (1999)
investigaram diferentes proporções que vão de 0,40 a 1,07 mL/g, seguindo a norma
F451 da ASTM (American Society for Testing and Materials). O resultado com a
proporção de 0,57 mL/g exibiu melhores resultados. Amostras com proporções
13
É um adjetivo dado à substâncias que são tóxicas as células ou que impedem o crescimento de um
tecido celular.
17
maiores ou menores exibiram perda de resistência, em alguns casos em até 24%.
Esse resultado aponta que a relação adequada entre líquido e pó afeta as
propriedades do material, porém, é ainda desconhecida a significância clinica dessa
diminuição.
As resinas sintéticas como é o caso do PMMA, polimerizam aleatoriamente a
partir de locais que foram ativados. Desta forma, dependendo da capacidade das
cadeias para o crescimento a partir de seus locais de ativação, as moléculas no
interior de materiais poliméricos consistem em espécimes moleculares que variam
em grau de polimerização. Biologicamente, é importante perceber que esta
polimerização raras vezes é inteiramente completa e que as moléculas de
monômeros residuais podem ser separadas de materiais poliméricos. Estes
componentes de baixo peso molecular, algumas vezes, causam reações adversas,
principalmente reações alérgicas, (ANUSAVICE, 1998).
Quanto ao mecanismo de polimerização, a reação pode acontecer por
condensação ou por adição. Em uma comparação entre as duas, o método por
adição pode rapidamente produzir moléculas gigantes e quase sempre de tamanho
infinito. Partindo de um centro ativo, um monômero é adicionado pouco a pouco e
rapidamente se forma uma cadeia que teoricamente pode crescer indefinidamente,
desde que haja disponibilidade de suprimento de meros
14
. O processo é simples,
mas não é de fácil controle. O processo completo de polimerização por adição pode
ser ilustrado como uma série de reações em cadeia. O processo ocorre de modo
rápido, quase que instantaneamente. As reações são exotérmicas, e uma
quantidade considerável de calor está envolvida. As reações na polimerização
podem promover a exaustão total do monômero. Impurezas no monômero
freqüentemente inibem esta reação e influenciam o grau de polimerização,
(ANUSAVICE, 1998).
Segundo Eppley (2003) o uso de PMMA na cranioplastia tem inúmeras
vantagens, incluindo o baixo custo do material, excelente adaptação no organismo,
facilidade na moldagem (por meio da habilidade manual), implantes podem ser
carregados com antibióticos, e são muito duráveis. Na odontologia, Anusavice
(1998) menciona que o sucesso do PMMA é creditado ao fato de ser econômico e
produzido por meio de técnicas relativamente simples, além das características já
14
Nos polímeros, as moléculas (macromoléculas) são constituidas por muitas unidades ou segmentos
repetidos, que são chamados meros.
18
mencionadas. Sendo assim, Noort (2004) afirma que dentre os vários materiais
utilizados na odontologia, o polimetilmetacrilato é atualmente o material
recomendado.
Apesar de todas as vantagens apresentadas até então, o PMMA tem uma
desvantagem incomum, quando misturado, ele apresenta um odor muito forte e
ofensivo (devido ao monômero). Segundo Eppley (2003), isso causa reações
alérgicas até em pessoas que estejam próximas, devido a sua fumaça. No caso
específico de preparação intra-operativa, as altas temperaturas de cura requerem
resfriamento depois da colocação, para prevenir danos térmicos nos tecidos
adjacentes. Além disso, o material tem uma propriedade de adesão bacteriana muito
alta. Em longo prazo pode acontecer afinamento da pele protetora e exposição do
implante. Além disso, o PMMA não apresenta integração com tecidos e é mais
indicado ao uso em pacientes adultos.
Uma alternativa interessante da aplicação do PMMA, principalmente no
aspecto de resposta biológica, é a sua utilização em compósitos, tais como:
PMMA/HA e PMMA/ vidro bioativo, conforme foi apresentado por Sousa et al.
(2006). Do ponto de vista de propriedades mecânicas o PMMA é rígido, mas ele
pode ainda ser reforçado com malha metálica conforme proposto por Malis (1989),
que apresentou um trabalho com objetivo de diminuir o risco de fratura com impacto
e de proporcionar uma resistência ainda mais semelhante com a do crânio real. Com
propósito de contemplar ambos os aspectos anteriores, Eppley (2003) apresentou
uma sugestão de variação, combinando PMMA e polidrosietilmetacrilato (pHEMA),
que resulta em um material polimérico de maior resistência e porosidade inter-
relacionada. Alguns pesquisadores utilizam uma outra variedade de acrílico
chamado polietilmetacrilato (PEMA), que apresenta maior elasticidade, menor
temperatura de polimerização e fácil processamento. Rotaru et al. (2006) apresentou
um trabalho onde foram misturados PEMA e hidroxiapatita e que segundo os
autores, proporcionou ao material além das propriedades já mencionadas do PEMA,
maior resistência física (similar a óssea) e formação de pontes de colágenos entre o
osso e a hidroxiapatita.
Em um trabalho publicado por Lara et al. (1998, apud Eppley, 2005), os
autores afirmam que atualmente o PMMA é usado em reconstrução craniana em três
formas diferentes, baseado no tipo e no tamanho do defeito. A relação feita pelos
autores é a seguinte: O PMMA puro, é mais utilizado para defeitos de pequena
19
espessura e dimensões entre (5–15 cm
2
), o PMMA reforçado com malha metálica é
mais utilizado para média espessura e dimensões entre (15–50 cm
2
), enquanto que
para grandes defeitos (>50 cm
2
), os implantes de PMMA são feitos sob medida
baseado em modelo tridimensional.
Hieu et al. (2005) comentam que a forma de ativação dos componentes que
produzem o PMMA pode ser térmica (termo polimerização) ou química (auto
polimerização). Exemplos dessas duas formas de ativação do PMMA podem ser
visto em Hieu et al. (2002) que apresentam resultados de produção de implantes
fundidos sobre molde usinado.
Uma técnica descrita por Eppley (2003), é a preparação do PMMA em um
recipiente aberto misturando os componentes: líquido e pó conforme mostra a Figura
3b.
Figura 3 - Método tradicional de preparo do PMMA para cranioplastia intra-operativa. (A) Componente
líquido e em pó, (B) Componentes misturados no recipiente aberto. Fonte: [Eppley (2003)].
Nesse mesmo trabalho o autor comenta uma outra técnica mais recente a
qual considera mais adequada no sentido de praticidade de preparação. O processo
é ilustrado na Figura 4. O método de preparação é auto-suficiente e oferece duas
vantagens: primeiramente, todo o processo de mistura é executado dentro de uma
bolsa de retenção lacrada que contém os ingredientes necessários. Dessa forma, o
odor é eliminado e simplifica o processo de mistura. Segundo, há uma diminuição
dos picos de temperatura exotérmica. Uma vez misturados os materiais, a mistura
de PMMA está pronta para modelagem manual intra-operativa ou preparação pré-
operativa da prótese.
20
Figura 4 - Método auto-suficiente para mistura de PMMA. (A) Recipiente com materiais (líquido e pó)
separados. (B) O lacre divisório é retirado. (C) A mistura dos componentes dentro do recipiente.
Fonte: [Eppley (2003)].
Batchelor e Chandrasekaran (2004) relaciona de forma generalizada, como
sendo os principais problemas do trabalho com PMMA: (i) reação alérgica no
paciente antes que o PMMA líquido esteja curado, que pode causar uma queda
perigosa da pressão sanguínea; (ii) as reações exotérmicas envolvidas na cura do
material podem elevar o PMMA a temperaturas de aproximadamente 60
o
C,
causando danos aos tecidos; (iii) queda da resistência mecânica com possível
fratura; (iv) liberação de fragmentos nos tecidos e (v) perda de fixação entre osso e o
PMMA devido a necrose (morte) de células ósseas depois de contato prolongado
com PMMA.
2.3. PROCESSO DE FABRICAÇÃO DE PRÓTESES
Segundo a cadeia de processo apresentada na introdução e ilustrada na
Figura 1, a etapa de projeto e manipulação dos dados inclui a separação de regiões
de interesse e a exportação delas em formatos adequados à fabricação. Os
principais processos de fabricação, segundo análise de diversos pesquisadores
conforme já citado, foram: Prototipagem Rápida, Conformação, Usinagem e
Fundição. Algumas técnicas de fabricação recorrem à apenas um processo como
meio de confeccionar a prótese, enquanto outras podem utilizar vários processos em
etapas diferentes da cadeia de produção, conforme será apresentado a seguir.
21
2.3.1. Prototipagem Rápida
Em meados da década de 1980, motivados pela necessidade de se obter
modelos físicos de forma mais rápida e precisa que os produzidos artesanalmente, a
indústria começou a investir na produção direta de protótipos a partir de modelos
CAD tridimensionais. Nesta tecnologia, conhecida como fabricação por camada ou
prototipagem rápida (PR), a produção direta de protótipos se apresentou como uma
nova dimensão na indústria, com ganhos de qualidade e custos no desenvolvimento
de novos produtos. Diante da possibilidade de se produzir modelos computacionais
tridimensionais de estruturas internas do corpo humano e da possibilidade de
produção direta de protótipos físicos, deu-se a integração das duas tecnologias com
o início de uma nova era no estudo, diagnóstico, planejamento cirúrgico e produção
de implantes personalizados.
Leong, Cheah e Chua (2003), Dietmar, Sittinger e Risbud (2004), dentre
outros, confirmam que a PR tem se tornado cada vez mais, uma alternativa viável
para a confecção de diversos modelos craniofaciais sob medida. Alguns exemplos
são ilustrados na Figura 5a.
Segundo HIEU et al. (2005) as três principais aplicações da PR na área
médica são: (i) Projeto e fabricação de modelos, que podem ser cirúrgicos ou de
engenharia, (ii) Desenvolvimento de dispositivos médicos e modelos para
treinamento cirúrgico; e (iii) Projeto e fabricação de arcabouços para engenharia de
tecido.
Observa-se que a fabricação de arcabouços é uma aplicação médica que
tem evoluído muito com a utilização de PR, (WIDMER e MIKOS, 1998 e YEONG et
al. 2004). Isso pode ser explicado pelas excelentes propriedades de porosidade e
inter-conectividade de poros conseguidas por algumas de suas técnicas. Como
exemplo de aplicações já citadas, é possível verificar em Heissler et al. (1998), o uso
da PR na construção de molde para fundição de implantes de titânio, ver Figura 5b.
Nesse caso, Rotaru et al. (2006) sugerem que implantes fundidos de titânio sobre
moldes prototipados precisam ser construídos de maneira a sobrepor as margens do
defeito no molde para garantir estabilidade, e devem ser fixados usando parafusos
ou arames.
22
O planejamento para o processo de PR como ferramenta de auxilio a
cranioplastia, envolve ler uma geometria representada por triângulos geralmente no
formato STL, oriundo de dados médicos obtidos por TC ou RNM, seccioná-lo,
identificar regiões que requeiram suporte, determinar os dados para adição de
camadas e enviá-los à maquina de PR, (VOLPATO; SOUZA; MENEZES, 2005). A
tecnologia de PR médica é uma área multidisciplinar, que envolve recursos do
campo da engenharia reversa, projeto, manufatura, biomateriais e médico, (HIEU et
al., 2005). Um fator importante para o sucesso da aplicação da PR é a escolha da
tecnologia e do material adequado. Ashley (1994) afirma que essas escolhas
influenciam na capacidade do processo, que inclui: acabamento superficial,
tolerâncias e velocidade de fabricação. Além disso, Bazan (2004) menciona o fato
da confecção direta de implantes por meio da PR ser limitada às técnicas que
processem biomateriais.
Observa-se que a PR apesar de algumas limitações é um processo que está
continuamente evoluindo. Médicos e engenheiros biomédicos estão se tornando
cada vez mais conscientes da sua utilidade na medicina em geral e na cirurgia
reconstrutiva em particular, o que faz com que diariamente se apresente novas
tecnologias e aplicações.
Um exemplo de sucesso brasileiro do uso da PR na área média é o Centro
de Pesquisas Renato Archer (CenPRA/MCT – Campinas/SP, acesso pelo site
http://www.cenpra.gov.br). Esse centro de pesquisa utiliza de técnicas de PR para a
confecção de modelos craniofaciais para cirurgiões de todo o país. Modelos são
produzidos por técnicas de Sinterização Seletiva a Laser (SLS) e Impressão Tri-
Dimensional (3D-P) e são usadas principalmente para planejamento cirúrgico e
produção de próteses personalizadas.
Leong, Cheah e Chua (2003) citam que as três principais técnicas que vem
sendo exploradas atualmente na área médica são: Impressão Tri-Dimensional (3D-
P), Modelagem por Fusão e Deposição (FDM) e Sinterização Seletiva a Laser (SLS),
as quais serão apresentadas na seqüência.
23
(a) (b)
Figura 5 – Exemplos de aplicações da PR; em (a) Prototipagem direta de implantes crânio e maxilo-
facial. Fonte: [Leong, Cheah e Chua (2003)], em (b) Modelo prototipado em cera para posterior
fundição de titânio. Fonte: [Heissler et al. (1998)].
2.3.1.1. Impressão Tridimensional
A 3D-P, é uma tecnologia desenvolvida pelo Massachusetts Institute of
Technology (MIT), que consiste na aplicação de um material líquido sobre finas
camadas de pó que seguem o perfil do objeto, conforme gerado no computador. E
assim, são impressas camada-sobre-camada, sucessivamente até que se conclua o
objeto. Existem equipamentos com sistemas de múltiplas cabeças de impressão,
permitindo otimizar o processo.
Segundo Leong, Cheah e Chua (2003), devido sua versatilidade e
simplicidade a 3D-P permitem o uso de uma grande variedade de materiais em pó,
inclusive polímeros, metais e cerâmicas. Esses autores relataram experimentos
realizados com essa técnica onde foram alcançados excelentes resultados quanto à
morfologia de implante reproduzida e propiciação para crescimento celular. Os
implantes produzidos foram infiltrados com diferentes quantidades de soluções
copolímeras para melhorar a resistência mecânica e de absorção. Além disso,
podem ser produzidas microestruturas diferentes no implante, variando parâmetros
como, velocidade, taxa de alimentação e posição de impressão do material líquido,
sendo possível produzir estruturas altamente consistentes ou com anisotropia
estrutural controlada.
Leong, Cheah e Chua (2003) mencionaram que as limitações do 3D-P
incluem o fato de que o tamanho do poro produzido depende do tamanho do pó do
24
material de adição, sendo limitado a valores de poros menores que 50μm,
uniformemente distribuídos. As propriedades mecânicas e a precisão são outras
características limitantes. Pode ser encontrado em Lam et al. (2002) uma formulação
de mistura de pós poliméricos unidos por água destilada e infiltração de soluções
copolímeras, que objetivam aumento de propriedades mecânicas.
No contexto de criar implantes, alguns biomateriais básicos não estão
normalmente disponíveis em forma de pó e requerem pré-processamento especial.
Isso pode ser encontrado em Giordano, et al. (1996, apud Dietmar, Sittinger e
Risbud (2004)). Segundo Kim et al. (1998, apud Leong, Cheah e Chua, 2003) a 3D-
P seja talvez a técnica de PR mais empregada na fabricação de implantes.
2.3.1.2. Modelagem por Fusão e Deposição (FDM)
O FDM emprega o conceito de extrusão no cabeçote que combina o
movimento nas direções X e Y com a ação de uma plataforma que se desloca na
direção Z. O cabeçote extrusor traça primeiro o perímetro (contorno) da seção
transversal e depois o preenche com uma estratégia de varredura tipo raster
15
,
construindo assim cada camada.
Leong, Cheah e Chua (2003), apresentam implantes produzidos por FDM,
onde foi depositado polietileno de alta densidade, obtendo poros que variam de 160
a 700 μm e porosidade entre 48% a 77% do volume. Hutmacher et al. (2001) citados
nesse trabalho descrevem testes de crescimento celular in vitro de implantes feitos
pelo processo de FDM. Eles apresentaram como resultado uma completa inter-
conectividade de poros, com proliferação celular e produção de matriz extracelular
nativa na primeira semana, e com completa regeneração depois de quatro semanas.
Bose et al. (2003) e Hattiangadi e Bandyopadhyay (1999) usaram a técnica
de FDM para a fabricação de moldes em cera perdida. Foram conseguidos
implantes cerâmicos com 31-55% de porosidade, poros com 150–750μm e com
grande inter-conectividade.
15
Raster é uma palavra da lingua inglesa que neste caso, trata de uma estratégia de deposição. A
estratégia de raster deposita material distribuindo-o de forma estruturada objetivando cobrir uma área
determinada.
25
Em FDM não há nenhuma restrição quanto ao número de padrões de
traçados que podem ser criados apenas mudando a direção de extrusão do material
em cada camada. Porém, o desenho, a espessura e os espaçamentos entre os
traços empregados influenciarão as propriedades mecânicas, físicas e de
crescimento celular do implante, (LEONG; CHEAH; CHUA, 2003).
Implantes produzidos por FDM apresentam boa integridade estrutural e
propriedades mecânicas. Suas limitações incluem o fato de que as aberturas dos
poros em implantes não são consistentes tridimensionalmente, não permitem muita
variação de morfologia de poro dentro do implante e para a produção de implantes
com geometrias mais complexas existe a necessidade de apoiar estruturas
secundárias ao implante. O uso de materiais para esse apoio pode levar a um risco
de contaminação do implante. Também, devido às exigências de processo e de
temperatura, o número de materiais usados é limitado, (LEONG; CHEAH; CHUA,
2003).
Segundo Dietmar, Sittinger e Risbud (2004) a técnica de FDM é restringida
ao uso de materiais termoplásticos com boas propriedades de viscosidade e
fundição. Uma alternativa de material para aplicação médica sugerida por Volpato,
Foggiatto e Mercer-Neto (2004), é a utilização do MABS (methylmethacrylate ABS)
que permite a esterilização.
2.3.1.3. Sinterização Seletiva a Laser (SLS)
Este processo usa matéria-prima em forma de pó, o qual é sinterizado por
meio de laser de alta precisão. O processo inicia com o material sendo espalhado e
nivelado no equipamento de SLS. O laser com um diâmetro em torno de 0,4mm
‘varre’ a superfície do pó, de acordo com a geometria do contorno 2D da peça,
sinterizando pela ação da energia do laser. Esta energia é especificada de forma a
processar o material da camada atual e uni-la à camada anterior. A plataforma que
suporta a peça então desce um incremento igual à espessura da camada fatiada no
modelo CAD e uma nova camada de material é espalhada sobre a anterior. Este
ciclo é repetido até que todo o componente seja produzido.
26
Leong, Cheah e Chua (2003), relatam que a porosidade em próteses
sinterizadas pode ser controlada ajustando parâmetros do processo SLS. Um
problema passivo do processo é a contração do objeto durante a sinterização. Esta
observação é feita também por Rimell e Marquis (2000).
Lee et al. (1996, apud Leong, Cheah e Chua, 2003) investigaram em animais
a biocompatibilidade de implantes produzidos por SLS. Os resultados desse estudo
demonstraram grandes extensões de regeneração de tecido ósseo.
Pesquisadores como Leong, Cheah e Chua (2003) e Vail et al. (1999)
apresentaram como pontos positivos do SLS o fato de implantes serem obtidos com
propriedades microestruturais altamente consistentes, com alto grau de
reprodutibilidade por controle de parâmetros de processos, tais como potência do
laser, velocidade de varredura e temperatura da base de fabricação. O sistema SLS
permite processar materiais como polímeros, cerâmicas e pós metálicos.
Semelhante ao processo 3D-P o SLS é altamente capaz de produzir próteses com
formas irregulares. Entre outras vantagens da SLS para processamento de
polímeros, inclui o fato de não necessitar de nenhum sistema de auxilio secundário,
minimizando qualquer risco de contaminação do material.
As limitações da SLS incluem o fato de os poros criados em arcabouços
serem dependentes do tamanho da partícula do pó usado e da pressão de
compactação exercida sobre a base de pó, durante a deposição da camada. As
dimensões dos poros são limitadas a tamanhos menores que 50μm, semelhante a
3D-P. Outra limitação está no processamento exclusivo de polímeros termicamente
estáveis devido as altas temperaturas de processo que envolvem a técnica de SLS,
LEONG, CHEAH e CHUA (2003).
Val et al. (1999) menciona que este é o processo de PR preferido para
produção de implantes complexos, com resultados satisfatórios para matrizes
porosas.
2.3.2. Conformação
O processo de conformação aparece como alternativa interessante na
cranioplastia, quando se trata de produção seriada, pelo custo, pela precisão,
27
complexidade e repetitibilidade que alcançam, o que contradiz a criação de próteses
sob medida para grandes defeitos. Sendo assim, os dispositivos comumente
produzidos por esse processo são: malhas dinâmicas que podem ser moldadas
intra-operativamente e fixadas com micro parafusos, conforme Roccuzzo et al.
(2004) e Schipper et al. (2004) e dispositivos de caráter reconstrutivos, tais como:
engates, fixadores, pinos, parafusos e arames, ilustrados na Figura 6. Alguns
fabricantes são (Stryker-Leibinger
®
e Lorenz Surgery
®
). Em Langford e Frame
(2002). Pode ser encontrado um estudo de biocompatibilidade de alguns desses
dispositivos.
O titânio apesar do seu alto custo é o material que vem sendo amplamente
usado nessas malhas e dispositivos, por combinar biocompatibilidade com
excelentes propriedades mecânicas, conforme afirmam Heissler et al. (1998) e
Weihe et al. (2000).
Uma técnica pré-operativa baseada em conformação multipontos para
conformação de chapas de titânio é apresentada por Chen et al. (2006). Nessa
técnica, a matriz convencional de estampagem é substituída por um par de matrizes,
que nesse caso, possuem 40 x 32 punções ajustáveis cada, ou seja, assumem a
forma desejada na tarefa. É um processo altamente automatizado, e na cadeia de
processo envolve tecnologias de TC/CAD/CAM. A técnica multipontos para
conformar chapas metálicas parece ganhar destaque na China. Outro artigo recente
apresentado por Tan, Li e Cai (2007) descreve mais estudos com essa técnica.
Neste caso, foram analisadas três alternativas: (i) conformação direta da chapa de Ti
na prensa multipontos; (ii) conformação da chapa envolta por uma manta
amortecedora de poliuretano, com propósito de evitar o contado direto da chapa com
os punções, dessa forma diminuindo o enrugamento provocado; e (iii) Conformação
semelhante ao segundo caso, porém com a chapa presa por prensas-chapas. Os
testes práticos validaram simulações numéricas feitas previamente e mostraram que
o terceiro caso da técnica de conformação multiponto é a mais eficiente para chapas
de Ti. Observa-se que essa técnica tem a vantagem de flexibilidade no caso das
chapas metálicas e apresenta bons resultados na superfície conformada, mas é
limitado às chapas e à raridade da máquina.
Algumas observações pertinentes ao uso do titânio em processos de
conformação são apresentadas pela ASM (2004), no que se refere à perda de
precisão como conseqüência do efeito-mola (springback). Devido a isso,
28
conformações de titânio são geralmente feitas a quente ou por pré-conformação a
frio seguida de uma a quente.
(a) (b)
Figura 6 - Exemplos de dispositivos de titânio obtidos por processos de conformação: (a) Malhas
dinâmicas; (b) Engates, fixadores, pinos e parafusos – Fonte [Lorenz (2007)].
São poucos os pesquisadores que por meio de processos de conformação
produzem implantes individuais para grandes defeitos craniofaciais. Carr, Fright e
Beatson (1997), usinaram molde em resina de epóxi para, em seguida, conformar
chapa de titânio. Joffe et al. (1999), usinaram um modelo em poliuretano e
prensaram sobre ele uma chapa de titânio com espessura de 0,7mm. A chapa foi
posteriormente cortada, retirada as rebarbas e para finalizar foram produzidos furos
por toda a superfície para evacuação de fluidos e melhorar a integração em vivo. Os
resultados foram satisfatórios e os autores mencionaram que essa técnica não é
limitada pelo tamanho do defeito.
Mais recentemente, o processo de conformação vem sendo empregado no
processamento de biomateriais poliméricos e cerâmicos para a produção de
arcabouços com gradiente funcional, conforme apresentado por Schiller et al. (2004)
e Ikegami (2007). No trabalho apresentado por Schiller et al. (2004), foi produzido
um arcabouço com 5 camadas de porosidade e composição de materiais diferentes.
Em uma primeira etapa, uma camada de material polimérico foi conformada por
compressão a quente em um molde usinado em aço inoxidável. No segundo passo,
o punção do molde foi substituído por um outro de PTFE (politetrafluoretileno,
Teflon®). Em seguida uma outra camada agora com material a base de carbonato
de cálcio foi aplicada, e assim por diante. O conjunto todo foi submetido a uma auto-
clave com pressão de 100 bar e exposto à atmosfera de CO
2
. O resultado
apresentou um arcabouço com gradiente funcional e excelentes propriedades
29
mecânicas e com porosidades de 50% na última camada, propiciando perfeita
regeneração óssea in vitro. Já em Eufinger et al. (2007) são apresentados os
resultados dessa experiência com implantes em seres vivos, confirmando o sucesso
da técnica apresentada.
Na conformação de próteses craniofaciais, observa-se que a maior evolução
que vem acontecendo é no tratante a materiais, com uma tendência de substituição
dos metais por biomateriais poliméricos e compósitos minerais, devido à maior
facilidade de produção, melhores resultados de bio-regeneração e custo menor.
2.3.3. Usinagem
A usinagem, mais especificamente o fresamento, é um processo utilizado
em vários trabalhos, como por exemplo em: Bazan (2004), Schipper et al. (2004),
Eufinger et al. (1995), Eufinger et al. (1998), Eufinger e Saylor (2001), Hassfeld e
Mühling (2001), Hieu et al. (2002), Schipper et al. (2004), Wehmöller et al. (1995),
Weihe et al. (2004). Todos estes, tratam da fabricação de implantes para
cranioplastia empregando as técnicas integradas de TC/CAD/CAM/CNC.
É possível separar dois grupos de pesquisas quanto ao material usinado por
eles. Bazan (2004) apresenta estudos com usinagem do acrílico PMMA. Neste caso,
a cadeia de processo usada vai de acordo com o que foi apresentado na introdução,
Figura 1. Após o levantamento de dados médicos de um crânio seco por meio de
TC, as imagens foram segmentadas e transformadas em um modelo digital 3D em
STL, fazendo uso de um software comercial. A região escolhida para a usinagem foi
separada e filtrada em um software CAD convencional de engenharia mecânica. A
geometria foi exportada para um aplicativo CAM onde foi estabelecida a estratégia
de usinagem das superfícies interna e externa para uma fresadora de 3 eixos. Os
resultados apresentados foram satisfatórios no tratante à viabilidade da aplicação da
usinagem direta enquanto alternativa para obtenção de implantes em material de
baixo custo. Alcançou-se também, excelentes resultados nos aspectos estéticos e
de tempo de produção. Porém, a geometria do implante era simples (devido ao fato
da existência de uma superfície plana), mesmo assim, aponta para algumas
limitações importantes na fixação do implante e na preparação do material.
30
Outro grupo de pesquisadores utiliza o titânio como material a usinar. É
possível citar aqui um grupo interdisciplinar de pesquisadores da universidade de
Ruhr em Bochum na Alemanha, dentre os quais, M. Wehmöller, H. Eufinger, B.
Saylor, A. Harders, S. Weihe, E. Machtens entre outros, vem apresentando a longo
tempo, enormes contribuições no aprimoramento da usinagem direta como
ferramenta na pré-fabricação de próteses para grandes defeitos cranianos. Um
exemplo dessas contribuições é a criação da cadeia de processo conhecida como
TICC (Tomography-Image processing-CAD-CAM), comentada em Eufinger et al.
(1995) e Eufinger et al. (1998). Em um resumo dos estudos publicados por esses
autores desde a década de 1990 até outras mais recentes de 2004, pode se
ressaltar algumas particularidades evolutivas.
Em um trabalho publicado em 1995, Eufinger et al. (1995) apresentaram
toda a cadeia de processo para a pré-fabricação de próteses; a Figura 7a ilustra uma
prótese usinada por eles. A metodologia é muito semelhante aquela citada por
Bazan (2004), a qual envolve TC/CAD/CAM/CNC. Mas três anos depois, Eufinger et
al. (1998) apresentaram um novo método de cirurgia auxiliada por computador, onde
além da usinagem da prótese é proposta a usinagem também de uma espécie de
gabarito (template) para referência ao cirurgião, ver Figura 7b. Isso permitiu não
apenas correções de defeitos existentes, mas também, usar a tecnologia para
remoção do osso danificado, promovendo a abertura e posterior cobrimento com o
implante. Em uma alternativa a isso, Weihe et al. (2000), dois anos depois avaliaram
a utilização da navegação robótica em cirurgia craniofacial, objetivando eficiência na
remoção e/ou produção de contornos no crânio. Entretanto, ainda naquele momento,
a utilização de gabaritos se mostrou mais precisa. Com intuito de melhorar a
precisão no encaixe (implante/osso), Wehmöller et al. (2003) três anos depois,
relataram mudanças promovidas nas regras de projeto, usadas até então por esses
pesquisadores, introduzindo bordas cônicas e espaçamentos por volta de 0,25mm
entre o implante e as bordas do osso, ver Figura 7c. Devido a isso, foi mencionada
nesse trabalho a necessidade de se reavaliar a técnica de gabaritos. Então, esse
mesmo trabalho apresenta resultados de avaliações feitas com o uso de gabaritos já
com essas considerações feitas em projeto e também o uso de navegação robótica.
As conclusões apresentadas foram de que em ambas as técnicas a precisão
alcançada já era muito boa. Em outra publicação de 2003, Eufinger et al. (2003)
apresentaram a técnica já amplamente desenvolvida, com próteses de 1,50mm,
31
usinadas em titânio, além de ajuste preciso, estabilidade, devido à fixação de micro-
parafusos, baixo tempo operacional e biocompatibilidade. Entretanto, um ano
depois, Weihe et al. (2004), devido a problemas avaliados no uso do titânio
realizaram uma modificação na cadeia de processo TICC, direcionando as
pesquisas para a usinagem indireta e conformação de materiais compostos de
poliéster e fosfato-carbonato de cálcio, tal como já comentado na seção 2.3.2.
A produção de moldes, a investigação de novos biomateriais e a importância
da estrutura de porosidade das próteses, podem ser uma indicação de tendência da
pesquisa da produção de próteses craniofaciais sob medida.
(a) (b) (c)
Figura 7 – (a) Grande implante usinado em titânio, Fonte: [Eufinger et al. (1995)], (b) Prótese e
gabarito, Fonte: [Eufinger et al. (1998)], (c) Espaçamento entre implante e osso. Fonte: [Wehmöller et
al. (2003)].
Para o caso concreto do fresamento como processo de usinagem, Bazan
(2004) apresenta as seguintes vantagens: (i) processo com grande disseminação,
pela disponibilidade de equipamentos e de pessoal, o que pode favorecer o aspecto
econômico; (ii) alta reprodutibilidade e repetibilidade; (iii) complexidades geométricas
podem ser obtidas com máquinas com mais eixos comandados e (iv) pode
apresentar os melhores resultados quanto à qualidade de superfície e à manutenção
de tolerâncias estreitas. Porém, alguns fatores são considerados como limitantes,
como por exemplo: (i) usinagem de superfícies sombreadas, (ii) necessidade de ao
menos uma superfície pra fixação, (iii) com a utilização de mais de uma fixação
surge necessidade de se manter os referenciais anteriores, (iv) o material deve
32
apresentar rigidez suficiente para ser fixado e resistir aos esforços da remoção de
cavaco e, (v) não se presta à confecção de matrizes ósseas, no que se refere à
estrutura interna com porosidade e interconectividade necessárias.
O desenvolvimento de novos biomateriais e as inovações estruturais e de
projeto dos implantes tem provocado alterações nos processos de fabricação. Assim
como já mencionado na PR, a usinagem tem sido largamente utilizada como
processo primário na cadeia de produção de diversos implantes. Pode-se chamar
essa alteração de usinagem indireta. A diferenciação básica deste método em
relação a usinagem direta de próteses é no tratante a sua utilização para usinagem
de moldes e matrizes para posterior fundição, ou de cavidades para posterior
conformação por puncionamento. Desse modo, são relacionados outros processos à
usinagem.
Carr, Fright e Beatson (1997) utilizaram a usinagem como processo para
fabricar molde em resina epóxi, para em seguida, conformar uma chapa de titânio e
constituir a prótese desejada sob medida. Mas a utilização do titânio vem sendo
questionada. Weihe et al. (2004), relataram resultados de 166 pacientes submetidos
a cranioplastia com titânio, e que apresentaram fatores de tensões psíquicas e
sensibilidade térmica no local do implante. Como alternativa a isto, esses
pesquisadores propuseram um novo material biodegradável composto de poliésteres
e fosfato-carbonato de cálcio. Para isso, a cadeia de processo TICC comentada na
seção 2.3.3 foi alterada. O planejamento agora abrange duas técnicas de produção
diferentes. Primeiramente, foi usinado parte do molde em aço inoxidável para
pressão a quente e uma outra parte em (PTFE, Teflon®) para uma descarga de gás
CO
2
. Os materiais foram compactados em etapas e condições distintas, produzindo
uma estrutura em camadas, conseqüentemente com propriedades mecânicas e
porosidades diferentes. O conjunto dessa nova técnica e material apresentou
resultados promissores em experiências realizadas em animais.
Uma outra característica limitante do titânio é a grande quantidade de
cavacos gerados e seu alto custo o que implica em implantes na ordem de US$
4.000,00 a US$ 8.000,00, EUFINGER e SAYLOR (2001).
Considerando o tempo de planejamento e produção, estima-se que essa
solução envolvendo mais de um processo de fabricação seja mais lenta que a
usinagem direta. Em Gelaude et al. (2006) é descrito um procedimento de usinagem
indireta de um molde em alumínio para posterior hidro-conformação. Os tempos
33
estimados foram de 5 horas para projeto e fabricação da matriz e dependendo da
logística e disponibilidade do equipamento de hidro-conformação, além do
acabamento, pode necessitar de vários dias para confeccionar um implante. Lee et
al. (2002) descreveram um procedimento utilizando PR na produção de um implante,
e segundo eles, em torno de 20 horas de trabalho podem ser requeridas em
procedimentos semelhantes. Entretanto, no caso de usinagem direta, Eufinger e
Saylor (2001), estima que todo o processo (desde a aquisição das imagens médicas
até a usinagem da prótese) pode ser feito em cerca de 2 dias.
2.3.4. Fundição
Com a utilização cada vez maior de biomateriais poliméricos, o processo de
fundição aparece como uma alternativa extremamente vantajosa seja pela
capacidade de processar uma gama muito grande de materiais, como pelos bons
resultados estéticos que podem ser alcançados. É um processo utilizado tanto para
fabricação de implantes intra, como pré-operativos.
Sherburn e Silbergeld (1996) propuseram uma técnica intra-operativa onde
prendedores de titânio são inseridos dentro da prótese acrílica no momento da
solidificação. Essa técnica permite a produção da prótese já com o planejamento de
fixação definido, facilitando a fixação e a retirada do implante se necessário.
Figura 8 - Prótese acrílica com fixadores metálicos. Fonte: [Sherburn e Silbergeld (1996)].
34
D’Urso et al. (2000) apresentaram um trabalho onde implantes de
engenharia foram prototipados com intuito de produzir moldes com o seu negativo,
para posterior fundição de próteses em acrílico. Nesse trabalho foram alcançados
bons resultados estéticos, boa precisão dimensional e complexidade de forma.
Entretanto, houve comprometimento do molde devido à deformação do implante
prototipado, além de tempo de fabricação e custo considerados altos. Outro exemplo
foi reportado por Heissler et al. (1998) para a fundição de titânio em modelo
prototipado.
Uma alternativa à PR de implantes mestres é a utilização do próprio osso do
paciente como modelo para a produção do molde e do implante respectivamente.
Obviamente, esse procedimento é limitado aos casos onde o paciente não tenha
perdido nenhuma região do crânio anteriormente, mas, precise retirá-la por motivo
de infecção. Um exemplo disso foi apresentado por Yoshihiro, Mendel e Corey
(1997), que produziram prótese por meio de fundição de PMMA em molde, que foi
construído a partir do osso original, que foi removido previamente do paciente devido
infecção. O procedimento realizado pelos pesquisadores foi o seguinte: o osso da
região infectada foi removido e desinfetado em um autoclave. Em seguida, o osso foi
mergulhado em um recipiente de aço com uma mistura de alginato
16
e água,
envolvendo todo o osso e formando um molde. Depois de solidificado, o material foi
cortado nas bordas e o osso foi retirado facilmente. No molde foram produzidos
canais para a injeção do PMMA. Foi aplicada uma pressão suave entre as duas
cavidades do molde para liberar o excesso de acrílico por outros pequenos furos.
Após a polimerização completa, o molde foi separado, foram aparadas rebarbas e
posteriormente a prótese foi submetida à esterilização por irradiação, antes de
implantá-lo no paciente. Segundo os autores a fabricação completa do implante
durou menos de 40 minutos e os resultados de detalhamento da superfície e a
espessura do implante foram muito fiéis. Pequenos erros foram corrigidos na cirurgia
por meio de uma fresa cirúrgica. Ainda assim, bons resultados estéticos pós-
operatório foram alcançados.
Uma abordagem pouco investigada é a fundição de biomateriais em moldes
usinados. Eufinger et al. (1995) sem relatarem muitas informações sobre
16
Alginato, geralmente de sódio, é um composto químico, que forma uma goma. É usado pela
indústria de alimentos para aumentar a viscosidade, como emulsificante e também é usado na
preparação de moldes em odontologia.
35
metodologia de produção, foram os primeiros a utilizar essa técnica em 1995,
fundindo PMMA em molde, usinado em uma fresadora CNC 3-eixos. O implante
apresentou bom acabamento superficial, precisão de encaixe nos contornos ósseos,
teve a vantagem de evitar reações exotérmicas e riscos inflamatórios que são
correntes em técnicas intra-operativas, além da redução de custo em relação a
usinagem direta de implantes em titânio. Mais recentemente, Hieu et al. (2002)
descreveram uma técnica semelhante de usinagem de molde em fresadora CNC 3-
eixos, em um estudo onde o objetivo foi investigar uma metodologia de fabricação
de implantes para cranioplastia que se enquadrasse na realidade econômica da
ASEAN (Associação dos Países do Sudeste Asiático), onde centros de usinagem
com 5-eixos, equipamentos de PR e hidro-conformação são muito caros e não
amplamente disponíveis.
Em uma publicação mais recente Hieu et al. (2004) descreverem com mais
detalhes a sua proposta para a região da ASEAN. Ela trata do projeto e fabricação
de modelos de implantes padronizados, o que eles chamam de SDT (Standardized
Implant Template). Esses SDTs foram produzidos baseados em engenharia reversa
e técnicas de ferramental rápido e com o uso de diferentes biomateriais. O
procedimento para a elaboração de próteses padronizadas teve como inicio um
levantamento estatístico de medições antropométricas em 120 crânios de pessoas
de 5 diferentes cidades da região do sudeste asiático. Com essas medições os
autores elaboraram próteses com diferentes geometrias e tamanhos, (pequeno,
médio e grande) para as várias regiões do crânio mais susceptíveis a danos. Com a
produção em massa de SDTs em diferentes tamanhos, cirurgiões tem a opção de
flexibilidade no preparo tanto intra como pré-operativo, além de minimizar o tempo
de operação e a redução do custo de produção do implante, tornando aceitável para
aquela região. Uma limitação dos SDTs é a indicação para defeitos com geometrias
simples onde resultado estético não seja altamente requerido, e a grande motivação
desse projeto é criar uma alternativa economicamente viável para recuperação de
defeitos cranianos em países de baixa renda onde tecnologias avançadas,
capacitação humana e alto custo tecnológico de TC/RNM são fatores limitantes.
Hieu et al. (2002) fazem uma comparação da sua metodologia de produção
de implante em relação a métodos que utilizam PR, e as vantagens apontadas pelos
autores são as seguintes: (i) maior precisão; (ii) produção direta do molde para
fabricação do implante; (iii) menor tempo gasto na fabricação; (iv) menor custo e (v)
36
maior disponibilidade. Vale ressaltar também que a proposta de usinagem de molde
para fundição de biomaterial permite a produção de implantes com grande
complexidade geométrica e permite o uso de uma maior diversidade de materiais.
2.4. PRECISÃO DIMENSIONAL E FORMA
A produção de próteses sob medida para a geometria do defeito a ser
coberto envolve grande complexidade, desde o projeto até a fabricação, por se
tratar, geralmente, de uma superfície de forma livre, isto é, sem uma definição
analítica precisa. A fabricação dessas próteses com fidelidade dimensional e forma é
muito importante para garantir um bom encaixe, fixação e resultado estético; assim
como na fabricação de modelos de engenharia, onde a precisão na sua reprodução
é importante para avaliação do defeito ósseo, conforme mencionam Bouyssie et al.
(1997).
Autores como Hieu et al. (2002) mencionam que na cranioplastia, desvios
dimensionais de até 1mm são aceitáveis na fabricação de próteses. Essa informação
não fica clara, mas acredita-se tratar de diferenças lineares nos contornos.
Wehmöller et al. (2003) apresentaram um exemplo onde à precisão no encaixe
prótese/osso foi estudado. Os autores reportaram inovações, introduzindo bordas
cônicas à prótese, espaçamentos entre prótese e o contorno ósseo e a utilização de
técnicas cirúrgicas por instrumentação robótica, tudo isso com propósito de garantir
maior precisão no encaixe.
Em uma abordagem sobre a precisão envolvida na fase de projeto, Hieu et
al. (2002) estudaram a otimização da estrutura de dados em contornos, para
construção de superfícies de próteses, variando a quantidade de pontos de controle
utilizados nas fatias que formam a superfície. Além disso, foram mencionados o
extensivo trabalho e habilidade envolvida para resolver problemas com a grande
quantidade de dados, ruídos e separação das regiões externa e interna.
Bouyssie et al. (1997) e Choi et al. (2002) realizaram uma investigação de
erros na produção de réplicas anatômicas complexas, derivadas de TC associado
com técnicas de PR. Eles identificaram os fatores que causam erros dimensionais
em cada fase do projeto.
37
Lill et al. (1992, apud Choi et al. ,2002) geraram imagens tomográficas de
um crânio seco e reconstruíram a partir delas um modelo digital 3D, para em seguida
produzirem um modelo físico usinando espuma de poliuretana. Posteriormente,
submeteram o modelo físico a uma avaliação dimensional que apresentou um erro
médio em relação ao crânio seco de 1,47mm (2,19%). Um outro estudo dimensional
foi realizado por Barker et al. (1994, apud Choi et al. 2002). Estes autores estudaram
a precisão dimensional de um modelo prototipado oriundo de um crânio seco
submetido a TC. Nesse estudo foi encontrado uma diferença média de 1,9mm (com
–4,62mm de erro mínimo e 2,8mm de máximo).
Bazan (2004) também apresenta resultados de uma avaliação dimensional
de uma prótese usinada em acrílico. Bouyssie et al. (1997) reporta que até então, a
precisão de toda a cadeia, desde a geração de imagem por TC até o produto final
não foi avaliada suficientemente, assim como foi possível observar nos trabalhos
citados acima. Em todos eles a medição foi realizada manualmente com uso de
paquímetro o que não apresenta alta confiabilidade e repetibilidade de medição.
Atualmente alguns sistemas CAD têm capacidade de projetar próteses com
superfícies complexas e a sua fabricação pode ser realizada por variados processos
tais como os já citados. Porém, estudos que avaliem a qualidade dimensional de
próteses assim produzidas ainda são escassos conforme mencionam Gelaude,
Sloten e Lauwers (2006), e a distribuição do erro na cadeia de produção é ainda
desconhecida.
Devido ao desenvolvimento tecnológico, a utilização de máquinas de
medição por coordenadas (MMC) e técnicas de localização surgem como
alternativas interessantes para tentar suprir uma certa carência na avaliação de
próteses e dispositivos médicos.
O primeiro passo para uma inspeção é a obtenção de medidas geométricas.
Há dois tipos de técnicas de medição: medição por contato, normalmente usando
uma MMC, e medição sem contato, como varredura laser e óptica. Medição por
contato é um método de medição que adquire informações geométricas de uma
superfície, tocando fisicamente o componente e usando sensores táteis como
apalpadores. De acordo com Lin, Wang e Dai (2005), um exemplo disso é a MMC,
que é uma ferramenta importante para validação de componentes na fabricação e
também muito utilizada na reconstrução por engenharia reversa. Isso é creditado a
38
sua alta precisão, repetibilidade e confiabilidade (LI; GU, 2004, LIN; WANG; DAÍ,
2005).
Para a inspeção e comparação de um modelo real com o seu respectivo
modelo digital CAD é preciso reunir ambos sobre a mesma posição de orientação
dos eixos e referência dos pontos, pois o componente digital projetado e o real,
medido fisicamente, geralmente possuem sistemas de coordenadas diferentes. O
componente projetado está no sistema de coordenadas de projeto (SCP) e o
componente real (fabricado) está no sistema de coordenadas de medição (SCM).
Segundo Li e Gu (2004) encontrar uma relação entre SCP e SCM, reunindo-os sobre
o mesmo sistema de coordenadas é algo complexo. A organização desses sistemas
de coordenadas é chamada de localização. Isto, na prática, significa encontrar uma
transformação de coordenadas de um corpo rígido 3D de um sistema para o outro.
Um exemplo é ilustrado na Figura 9 onde dois componentes com posicionamentos
iniciais diferentes são reposicionados sobre a mesma origem de coordenadas e
alinhamento de eixos.
Figura 9 – Exemplo de localização de dois componentes.
Tradicionalmente, a localização é alcançada apresentando a posição e
orientação desejada do componente por meio de ferramentas especiais, dispositivos
fixos, ou outros equipamentos de representação e orientação dedicadas ao produto
específico. Na prática, a localização pode ser considerada como um processo de
dois passos: (i) encontrar a relação correspondente ponto a ponto entre superfície
de medição e de projeto e, (ii) resolver a transformação rígida 3D entre estas duas
superfícies, posicionando-as em um sistema de coordenadas comum, (LI; GU,
2004).
39
A localização é um procedimento delicado que exige um bom procedimento
de execução. Uma técnica interessante para corrigir a localização é relatada por
Spitz (1999) e Lai e Chen (2007). Nessa aproximação conhecida como 3-2-1, um
conjunto de dados é inspecionado com o intuito de estabelecer uma grade de
referencia em relação ao componente. Primeiramente, três pontos são medidos para
estabelecer um primeiro plano. Dois outros pontos são medidos posteriormente para
estabelecer um segundo plano perpendicular ao primeiro. Finalmente, é medido um
ultimo ponto que define o terceiro plano perpendicular aos outros, estabelecendo
dessa forma a origem e a orientação tridimensional do sistema de coordenadas.
Entretanto, segundo Li e Gu (2004) esta aproximação tem falhas devido à exigência
de superfícies planas no componente e os resultados são muito sensíveis aos erros
dimensionais e de medição. Além disso, os autores alegam que devido aos erros de
fabricação na região inspecionada, a qualidade da localização pode ser afetada pela
seleção destes pontos.
Esse procedimento tem melhores resultados em componentes prismáticos
com geometrias menos complexas. A representação desse princípio está ilustrada
na Figura 10.
Figura 10 - Princípio 3-2-1
Muitas aproximações e métodos foram desenvolvidos para localização com
maior precisão, eficiência e robustez. Um exemplo foi apresentado por Lai e Chen
(2007) que desenvolveram um método de posicionamento refinado por meio de
medições e aproximações iterativas. Esse e outros métodos semelhantes (Li e Gu
(2004)) objetivam complementar a primeira localização grosseira feita pelo princípio
3-2-1.
40
Capítulo 3.
PROCEDIMENTO EXPERIMENTAL
3.1. INTRODUÇÃO
A metodologia apresentada a seguir compreende investigar procedimentos
de fabricação pré-operativa de próteses para cranioplastia, objetivando por meio de
uma análise dimensional identificar fatores que eventualmente comprometam a sua
qualidade de forma e dimensional.
Baseado em uma análise da literatura a respeito das diversas técnicas
empregadas na fabricação dessas próteses, dois procedimentos foram escolhidos. O
primeiro trata da fundição de biomateriais em molde usinado. Foi observado que
este procedimento apesar de apresentar inúmeras vantagens conforme já
mencionadas no capítulo anterior, foi até então pouco estudado, começando a
despertar atualmente maior atenção devido a estudos como o de Schiller et al.
(2004) que desenvolveu uma técnica para produzir scaffolds de biomaterial em
molde usinado. O segundo procedimento descreve a fabricação de uma suposta
prótese por usinagem direta, baseada na metodologia apresentada por Bazan
(2004), mas com pequenas alterações de parâmetros objetivando melhorar a
qualidade.
A geometria e o tamanho das próteses escolhidas para serem produzidas
neste trabalho não excluem as metodologias aqui apresentadas de serem aplicadas
em outros casos. Pelo contrário, espera-se demonstrar a flexibilidade de ambas as
metodologias em produzir próteses com tamanhos e formas variadas, utilizando
recursos hoje amplamente disponíveis, tais como as ferramentas CAD/CAM e
máquinas CNC. Assim como, espera-se também apresentar a metodologia de
produção em molde usinado como uma alternativa ao que é, até então, mais
frequentemente reportado na literatura.
41
O fluxograma apresentado na Figura 11 é uma representação esquemática
das principais etapas propostas. A descrição detalhada de cada uma delas é
apresentada na seqüência.
A intenção é que após o cumprimento de todas essas etapas, os estudos
aqui realizados possibilitem, principalmente por meio da análise dimensional,
identificar um direcionamento para realização de novos experimentos, bem como a
reprodutibilidade dos resultados obtidos.
Figura 11 - Fluxograma com as etapas propostas.
s
s
42
3.2. FABRICAÇÃO DE PRÓTESE POR USINAGEM INDIRETA
Conforme está representado no fluxograma ilustrado na Figura 11, o
procedimento tem como ponto de partida um modelo digital 3D de uma região
craniana, disponível na extensão STL, oriundo de um crânio seco tomografado e
modelado por Bazan (2004).
A primeira etapa propriamente dita envolve o projeto de um porta-moldes.
Após seu planejamento e fabricação as etapas seguintes tratam do projeto do molde
e seu planejamento de usinagem. Por fim, é descrito todas as etapas de
manipulação e moldagem do biomaterial.
Todas as etapas de projeto do molde e do porta-moldes foram realizadas no
software CAD SolidWorks
®
(versão 2003), que disponibiliza os recursos necessários
para este fim.
As etapas de planejamento, simulação de usinagem e geração do código CN
foram realizados no software CAM EdgeCAM
®
(versão 9). Este software foi
escolhido por atender aos seguintes requisitos: (i) capacidade para importação das
superfícies modeladas, em especial nos formatos IGES e STL; (ii) recursos para
fresamento de superfícies, e (iii) disponibilidade de pós-processador para a
programação no padrão ISO.
3.2.1. Planejamento e fabricação do porta-moldes
O porta-moldes foi projetado para exercer as seguintes funções: (i) alojar o
material do molde, que neste caso será o gesso; (ii) servir como referência para o
alinhamento no centro de usinagem e (iii) ser usado para fixação na máquina. Suas
dimensões internas foram: 210x180x70mm, definidas de forma que possam ser
produzidos moldes para quaisquer tamanho de prótese craniana. (desconsiderando
a hipótese da produção de um crânio inteiro e crânios com dimensões
excessivamente fora do normal). As dimensões da prótese a ser produzida neste
trabalho são: 163,588mm (sagital
17
) x 133,077mm (coronal
18
) x 44,680mm (altura).
17
Sagital é o corte anatômico que divide o corpo humano ou parte dele em metades esquerda e
direita. No caso da distância sagital do crânio, é a distância de um ponto na parte frontal até a outro
na parte traseira.
43
O material escolhido para a confecção do porta-moldes foi o alumínio naval
5055F devido à (i) boa resistência; (ii) fácil usinabilidade; (iii) disponibilidade de
venda; (iii) preço; (v) peso e (iv) sofrer pouca influência da água, permitindo seu uso
em termo-polimerização em água quente. Outros materiais foram testados, tais
como: Teflon®, aço carbono e resina epóxi. Entretanto, foram excluídos por não
atenderem satisfatoriamente aos requisitos descritos acima.
O porta-moldes foi projetado de forma a conter três partes, conforme é
ilustrado na Figura 12, em uma vista explodida.
• Tampa – Foi projetada com chapa de 3/4” (19,05mm) para suportar a
ação de uma prensa hidráulica na fase de moldagem. Nas suas laterais
foram criadas alças para facilitar a operação de desmoldagem. Na parte
interna foi projetada uma ranhura sobre um rebaixo, para ajudar a
fixação do gesso na tampa, (ver detalhe da Figura 12).
• Caixa do porta-moldes - Foram projetadas para essa parte do porta-
moldes placas de 1/2“ (12,7mm). Essa caixa foi projetada independente
do fundo, objetivando que está possa ser usada também para o
preenchimento da tampa com gesso, ou seja, parafusar na tampa a
caixa sem o fundo, para fazer o preenchimento com gesso, além de
facilitar a retirada e destruição do molde após o termino da moldagem.
Na parte superior das suas laterais menores, foram projetados dois
pinos-guia de 5,5mm de diâmetro.
• Fundo do porta-moldes – Esta parte tem a função de fechamento inferior
para facilitar a remoção do material (gesso) do molde.
18
Coronal é o corte anatömico que divide o corpo humano ou parte dele em metades frontal e
traseira. No caso da distância coronal do crânio, é a distância entre um ponto do lado esquerdo até
um ponto do lado direito.
44
Figura 12 – Projeto do porta-moldes, vista explodida com dimensões internas e detalhe da tampa.
3.2.2. Planejamento do molde
O modelo digital utilizado nesse trabalho é composto por três superfícies:
interna, externa e uma 3ª plana, resultante da interseção do modelo com o plano de
corte normal ao eixo “Z”, limitando o modelo na calota superior do crânio, superfície
esta, que na construção do molde é a superfície de fechamento.
É importante registrar que no caso de uma geometria mais complexa, que
não possua uma superfície plana, como neste caso, a linha de fechamento deve ser
cuidadosamente projetada, de forma a não contemplar superfícies sombreadas.
Tendo como ponto de partida o modelo referido, em extensão STL, o
primeiro passo para a construção do molde foi separá-lo em duas superfícies:
superfície externa, usada para construir a cavidade do molde e superfície interna,
usada para a construção do punção do molde. A superfície plana foi descartada já
que está será obtida automaticamente na moldagem. Ver Figura 13. A separação
das superfícies foi realizada por meio de um algoritmo que identifica superfícies pela
45
sua normal, publicado por Da Costa e Volpato (2007). Porém, softwares como
Rhinoceros® e o 3Ds MAX®, entre outros, possuem ferramentas para este fim.
Após a separação das superfícies foi possível desenvolver o projeto do
molde, que consiste em três partes principais: (i) cavidade do molde, (ii) punção do
molde e (iii) vedação e bolsões para escoamento do material. Uma ilustração da
montagem e do fechamento pode ser vista na Figura 14. Essas etapas serão
detalhas na seqüência.
Figura 13 - Separação das superfícies do modelo digital
Figura 14 – Simulação do porta-moldes. Visão lateral em corte (à esquerda) e isométrica (à direita).
Pun
ç
ão
Cavidade
Anel de veda
ç
ão
Bolsão
p
/ escoar material
Pino
g
uia
Modelo digital
original em STL
Superfície
externa
Superfície
interna
Superfície
plana
46
3.2.2.1. Seleção e preparação do material para o molde
Devido ao fato do escopo deste trabalho não contemplar ainda a produção
de uma prótese para posterior inserção em vivos, não houve uma preocupação com
esterilidade no processo e no material do molde. Por esse motivo, o material
escolhido foi o gesso.
Dentre as várias opções de gesso disponíveis no mercado, foi escolhido o
gesso (Elite Rock, Tipo IV – Zhermarck S.p.A). Esse material reúne características
importantes, como baixa porosidade, disponibilidade, fácil e rápida preparação, boa
resistência a compressão (52 MPa) e boa usinabilidade. Essa marca de gesso em
específico tem como ponto negativo o seu alto preço.
A preparação do gesso é simples e rápida. Seguindo as instruções do
fabricante, foram misturados durante 60 segundos em uma vasilha de vidro, água e
pó em uma relação de 200ml / 1000g.
Na preparação do punção do molde (na tampa), foram utilizados 2 kg de
gesso. No enchimento da outra parte (caixa do porta-moldes) foram utilizados 3 kg
de gesso. Com o intuito que o material ultrapassasse o nível superior da caixa
(superfície de fechamento e referência) foi construída uma contenção com pequenas
placas plásticas.
O gesso foi preparado e acomodado no porta-moldes, e mantido assim
durante 3 horas para que ocorresse a solidificação e perda de umidade.
3.2.2.2. Máquina, ferramentas e seqüência de usinagem
Pelo fato das superfícies a serem produzidas no molde possuírem elevada
complexidade, o fresamento foi empregado por ser o processo mais adequado a
reprodução desse tipo de superfícies. Dentro deste contexto, foram selecionadas
ferramentas com pequeno diâmetro para as operações de acabamento, objetivando
uma reprodutibilidade mais elevada das irregularidades da superfície. Devido ao
material usinado ser o gesso, as operações foram realizadas sem o emprego de
fluido de corte.
47
A máquina-ferramenta utilizada foi um centro de usinagem vertical,
produzido pela ROMI S.A, modelo Discovery 4022, com 3 eixos, equipado com
comando CNC Mach9.
A cavidade do molde foi a primeira parte a ser usinada. Com o porta-moldes
já fixado com uma morsa foi realizado o alinhamento na lateral (direção em “Y”) e na
face superior utilizando um relógio comparador com resolução centesimal.
Com o porta-moldes devidamente alinhado foi realizada uma operação de
faceamento sobre o gesso. Essa operação foi realizada com uma fresa de facear (φ
63mm, com 05 arestas de corte em metal duro). Manteve-se velocidade de corte
(Vc) constante em 395 m/min, velocidade de avanço (V
f
) em 800mm/min, avanço por
dente (F
z
) em 0,08 mm/dente, enquanto que a profundidade de corte (ap) e a
penetração de trabalho (ae) variaram, de acordo com as irregularidades do material
bruto.
É importante registrar que as condições de corte apresentadas a seguir para
cada etapa de usinagem não são valores otimizados, mas sim baseados em
resultados anteriores (Bazan, 2004).
3.2.2.3. Desbaste da cavidade do molde
Com o objetivo de reduzir esforços e a quantidade de sobre-material para a
operação de acabamento foi realizado um desbaste em duas etapas. Na primeira,
uma ferramenta de topo reto foi usada para fazer o desbaste mais grosseiro, com
limpeza de área e deixando um sobre-material de 2mm da superfície final, (ver
simulação do software CAM na Figura 15). Os parâmetros de corte e a ferramenta
utilizada foram:
estratégia - Z constante
19
com limpeza de área;
Vc [m/min] - 157;
Vf [mm/min] - 1500;
Fz [mm/dente] - 0,3;
19
É chamada aqui de estratégia de “Z constante” quando a usinagem é realizada deslocando apenas
os eixos “X e Y”, mantendo o eixo “Z” constante.
48
ap [mm] - 1;
ae [mm] - variável, máximo de 16mm, e
ferramenta - fresa de topo reto em aço rápido. Diâmetro de 20 mm e
duas arestas de corte. Marca OSG modelo 801/1 EDS
D327.
Figura 15 – Planejamento e simulação da primeira etapa de desbaste da cavidade do molde.
A segunda etapa do desbaste foi realizada com uma ferramenta de topo
esférico com intuito de deixar um sobre-material de apenas 0,5mm da superfície
acabada. O incremento foi intercalado ao desbaste anterior, ou seja, essa segunda
operação desfez o degrau produzido pela outra ferramenta. Ver Figura 16. Essa
operação foi executada apenas nos contornos e para remover pouco material.
Dessa forma a velocidade de avanço foi quase duplicada em relação a anterior. Os
parâmetros de corte e a ferramenta utilizada foram:
estratégia - Z constante no contorno;
Vc [m/min] - 94;
Vf: [mm/min] - 2600;
Fz [mm/dente] - 0,26;
ap [mm] - 1;
ae [mm] - variável, máximo de 8,4mm, e
ferramenta - fresa de topo esférico em metal duro. Diâmetro de 12 mm
e quatro arestas de corte. Marca OSG modelo 804 MG.
49
Figura 16 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da cavidade do molde.
3.2.2.4. Acabamento da cavidade do molde
A operação de acabamento também foi realizada em duas etapas. Devido à
superfície ser côncava, foi realizado uma primeira etapa de usinagem com estratégia
de Z constante na região com menor inclinação em relação ao eixo Z. Esta operação
foi realizada até uma profundidade de -32mm que contempla a região de menor
inclinação. Ver Figura 17. Os parâmetros de corte e a ferramenta utilizada foram:
estratégia - Z constante;
Vc [m/min] - 44;
Vf: [mm/min] - 1600;
Fz [mm/dente] - 0,22;
ap [mm] - 0,15;
ae [mm] - variável, máximo de 2,8mm, e
ferramenta - fresa de topo esférico curta em aço rápido. Diâmetro de 4
mm e duas arestas de corte. Marca OSG modelo 805/1
EBDS Base D327.
50
Figura 17 – Planejamento e simulação da primeira etapa de acabamento da cavidade do molde.
Uma segunda etapa com estratégia de varredura (raster)
20
foi realizada a
partir da profundidade de Z-32mm, onde a superfície aumenta gradualmente a
inclinação em relação ao eixo “Z”. Nessa região não foi usada a estratégia com Z
constante pois acredita-se que esta é propícia a deixar mais evidente as marcas do
chamado efeito escada. Ver Figura 18. Os parâmetros de corte e a ferramenta
utilizada foram:
Estratégia - varredura raster em “Y” constante;
Vc [m/min] - 44, no diâmetro máximo da fresa;
Vf [mm/min] - 1600;
Fz [mm/dente] - 0,22;
ap/ae [mm] - variável, máximo de 0,15 mm;
ferramenta - fresa de topo esférico curta em aço rápido. Diâmetro de 4
mm com duas arestas de corte. Marca OSG modelo 805/1
EBDS Base D327.
20
Raster é uma palavra da lingua inglesa que neste caso, dá nome a uma estratégia de usinagem.
Aqui, será traduzida por varredura. A varredura é uma estratégia que trava um dos eixos comandados
e movimenta os outros sobre esse eixo. A verredura é formada por varias linhas retas organizada
paralelamente e distantes uma da outra, um determinado valor de incremento.
Z-32mm
51
Figura 18 – Planejamento e simulação da segunda etapa de acabamento da cavidade do molde.
3.2.2.5. Desbaste do punção do molde
Com a tampa do porta-moldes devidamente fixado e alinhado sobre a
máquina, foram realizadas também duas etapas, com os mesmos parâmetros de
corte e ferramentas utilizadas na cavidade do molde. Ver Figura 19 e Figura 20.
Figura 19 – Planejamento e simulação da primeira etapa de desbaste do punção do molde.
Figura 20 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste do punção do molde.
52
3.2.2.6. Acabamento do punção do molde
Esta operação foi realizada em três fases. Na primeira, (ver Figura 21),
empregou-se uma estratégia de Z constante, da altura de Z=40mm até a
profundidade de Z=6mm. Devido a superfície externa ser convexa, foi realizada uma
segunda operação no topo da superfície com varredura da altura de Z=45mm até a
profundidade de Z=40mm, (ver Figura 22). Para essas duas operações de
acabamento, foram aplicados os mesmos parâmetros de corte e ferramenta utilizada
na usinagem da cavidade do molde.
Após a altura de Z=6mm, foi utilizada uma terceira operação, novamente
com a estratégia de Z constante (ver Figura 23) porém, agora, com uma ferramenta
de topo reto, com o intuito de obter uma superfície plana e coincidente com a tampa.
Figura 21 – Planejamento e simulação da primeira etapa do acabamento do punção do molde.
Figura 22 – Planejamento e simulação da segunda etapa de acabamento do punção do molde.
Z=40mm
Z=6mm
53
A terceira etapa do acabamento foi realizada com as seguintes condições:
estratégia - Z constante;
Vc [m/min] - 44;
Vf [mm/min] - 1600;
Fz [mm/dente] - 0,22;
ap [mm] - 0,15;
ae [mm] - variável, máximo de 2,8mm;
ferramenta - fresa de topo reto em aço rápido. Diâmetro de 4 mm com
duas arestas de corte. Marca OSG modelo 801/2 EDL
Base D844.
Figura 23 – Planejamento e simulação da continuidade do acabamento da primeira etapa do punção
do molde.
3.2.3. Fabricação de canal para vedação e bolsões de alívio de material
Antes da aplicação final dessa metodologia, foram feitos alguns
experimentos de moldes em resina epóxi, com tamanho reduzido e também de um
molde em gesso, semelhante ao proposto aqui. Esses experimentos foram usados
para analisar vários fatores, como por exemplo: (i) contração do material pós-
fundido; (ii) desmoldagem; (iii) proporção pó/líquido do polímero e (iv) preenchimento
da cavidade. Os resultados apresentaram uma contração muito baixa, fácil
desmoldagem e fácil preparação do polímero. O problema mais evidente nos testes
Z=6mm
54
foi o de falha de preenchimento do molde, ou seja, garantir que a prótese após
moldada não apresente nenhuma falha de preenchimento.
Com o intuito de resolver esse problema foi projetada uma vedação ao redor
da cavidade. O objetivo com isso foi que após o fechamento do porta-moldes e
aplicada a carga com ajuda de uma prensa hidráulica, o material ocupasse todo o
espaço e não escapasse da cavidade. Juntamente com a usinagem do canal de
vedação foram usinados quatro pequenos bolsões para ajudar a alocar o excesso de
material que tende a fluir para fora do porta-moldes.
Um desenho do molde com o anel de vedação e os citados bolsões foram
ilustrados na Figura 14.
Foi decidido usar um anel de vedação de borracha com 6mm, sendo que
desses, apenas 1,5mm ficou acima da superfície de fechamento.
Na usinagem do canal para alocação do anel de vedação e das quatro
cavidades, foram utilizados os seguintes parâmetros de corte e ferramenta:
estratégia - Z constante;
Vc [m/min] - 44;
Vf [mm/min] - 1600;
Fz [mm/dente] - 0,22;
ap [mm] - 0,5;
ae [mm] - variável, máximo de 2,8mm;
ferramenta - fresa de topo reto em aço rápido. Diâmetro de 4 mm com
duas arestas de corte. Marca OSG modelo 801/2 EDL
Base D844.
Após a realização de todas as etapas de usinagem e colocação do anel de
vedação foi aplicado sobre toda a superfície do molde um desmoldante spray
siliconado da marca UltraLub
®
.
55
3.2.4. Seleção, preparação e polimerização do biomaterial
O material escolhido para ser fundido sobre o molde foi o acrílico
polimetilmetacrilato (PMMA) auto-polimerizante, da marca Clássico–Jet
®
. Dentre os
diversos biomateriais aplicados na cranioplastia, que são citados na literatura, este é
o mais utilizado, (cf. EPPLEY, 2003, HIEU et al. ,2002 e LEE et al. ,2003).
O PMMA entre as diversas qualidades já citadas na seção 2.2.1, é de fácil
aquisição tanto no que se refere ao preço como pela disponibilidade no mercado
local.
A sua preparação é relativamente simples, pois trata da mistura do
monômero no estado líquido com o co-polímero (micro-esferas de acrílico pré-
polimerizada). Diferentes proporções pó/líquido são utilizadas na literatura ou
sugeridas por fabricantes. Sendo assim, baseado em uma pesquisa desenvolvida
por Jasper et al. (1999), a proporção líquido/pó utilizada neste trabalho foi de
0,57ml/g. Pois segundo esses autores que investigaram diferentes proporções, esse
valor propicia ao acrílico melhores propriedades mecânicas, além do fato desse valor
ser muito próximo ao sugerido pela maioria dos fabricantes.
O volume aproximado da prótese produzida neste trabalho foi de 150ml,
sendo assim, foi decidido preparar aproximadamente o dobro desse volume para
que o preenchimento total fosse garantido e uma quantidade considerada de
material pudesse ser escoada. Para isso, foram acomodados dentro da cavidade do
molde 114ml de monômero e misturado a 200ml de co-pomímero, somando um total
de 314ml.
Passados aproximadamente 5 minutos do inicio da mistura, o molde foi
fechado pois o material já apresentava um alto nível de polimerização, indicado pelo
considerável aumento da viscosidade. A tampa foi fechada e para que o anel de
vedação fosse deformado, fazendo com que o porta-moldes fosse completamente
fechado, foi aplicado uma carga em uma prensa hidráulica. Após a união das duas
superfícies planas, a carga aplicada foi estabilizada e o porta-moldes ficou nessas
condições por volta de 2 horas, para que a polimerização completa pudesse ocorrer.
56
3.3. FABRICAÇÃO DE UMA PRÓTESE POR USINAGEM DIRETA
Com o propósito de produzir uma prótese em acrílico, semelhante à descrita
na metodologia anterior, o mesmo modelo digital foi utilizado como ponto de partida.
Porém, o processo de fabricação apresentado a seguir descreve a fabricação de
próteses cranianas por meio da sua usinagem direta, semelhante a metodologia
apresentada por Bazan(2004).
Para tal, o primeiro passo realizado foi a preparação de um bloco acrílico,
seguido de várias operações de usinagem que serão descritas na seqüência.
3.3.1. Preparação do bloco de acrílico PMMA
Toda a metodologia de fabricação do bloco acrílico foi baseada no relatório
técnico apresentado por Gargioni(2005) onde maiores detalhes podem ser
encontrados.
Diante do objetivo de sintetizar um bloco de PMMA de dimensões
57x146x175mm e aproximadamente 1,5L de volume, foi construída uma caixa em
MDF para servir como uma caixa-molde. Sobre ela, foram depositados
aproximadamente 600ml de monômero líquido e 1 kg de co-polímero.
No trabalho apresentado por Bazan (2004), uma característica marcante
observada na prótese acabada, foi o excesso de porosidades sobre toda a
superfície. Possivelmente, essa porosidade implica em alguma diminuição das
propriedades mecânicas, mas não encontramos respaldo na literatura para mensurar
o quanto esse excesso de porosidade pode ser prejudicial. Sendo assim, em uma
tentativa de produzir um bloco acrílico livre de porosidade, a caixa-molde com a
mistura de PMMA no inicio do estágio de polimerização, foi submetida durante
aproximadamente 5 horas a uma câmara de pressurização com 50 lb
(aproximadamente 3 kgf/cm
2
), cedida pela empresa Formadente Comercio e
Representação de Artigos Odontológicos S/C, localizada em Pinhais/PR.
Após a solidificação do PMMA a caixa-molde foi desmontada e o bloco
desmoldado, ficando pronto para as seguintes operações de usinagem.
57
3.3.2. Desbaste do bloco de acrílico
O bloco inicial foi desbastado com intuito de garantir a formação de 5
superfícies planas, as quais posteriormente seriam utilizadas como referências para
fixação. Essa usinagem de desbaste foi realizada com uma fresa de facear (ø 63
mm, com 5 arestas de corte em metal duro). Manteve-se velocidade de corte (Vc)
constante em 300 m/min e velocidade de avanço (Vf) em 800 mm/min; a
profundidade de corte (ap) e a penetração de trabalho (ae) variaram de acordo com
as irregularidades do material bruto.
Foram definidas apenas duas fixações para a usinagem da prótese. Na
primeira foi usinado primeiramente a superfície plana (rebaixo) seguida da superfície
interna da prótese. Ver Figura 24. Para a usinagem da superfície externa, o bloco foi
reposicionado em uma segunda fixação. Elas são descritas na seqüência.
Figura 24 - Ilustração em corte do primeiro posicionamento do bloco acrílico para usinagem.
3.3.3. Usinagem do rebaixo com superfície plana
Após a fixação do bloco com o auxílio de uma morsa foi fresado uma
superfície plana, paralela ao plano “X-Y” a uma distância de 5 mm da face superior
do bloco (Z-5mm), seguindo o contorno final da superfície externa. Isto foi planejado
com o intuito de criar um rebaixo, (ver simulação do CAM na Figura 25) para permitir
Fixação na morsa
Bloco acrílico
Sobre-material a ser usinado
Superfície plana (rebaixo)
5mm
Material de sacrifício
58
a realização da última etapa de usinagem (último contorno externo) sem interferir na
fixação do bloco e permitir ao final o fácil desprendimento da prótese. Os parâmetros
de corte e a ferramenta utilizada foram:
estratégia - Z constante, com limpeza de área;
Vc [m/min] - 157;
V
f
: [mm/min] - 1500;
F
z
[mm/dente] - 0,3;
ap [mm] - 1;
ae [mm] - variável, máximo de 16mm, e
ferramenta - fresa de topo reto em aço rápido. Diâmetro de 20 mm e
duas arestas de corte. Marca OSG modelo 801/1 EDS
D327.
Figura 25 - Planejamento e simulação da usinagem do rebaixo.
3.3.4. Desbaste da superfície interna
Após a usinagem do rebaixo, que ao final, se tornará a superfície plana da
prótese, foram planejadas a partir da superfície plana do rebaixo duas operações de
desbaste da superfície interna. Na primeira, uma ferramenta de topo reto foi usada
para fazer o desbaste mais grosseiro, com limpeza de área e um sobre-material de 2
mm da superfície final, (ver Figura 26). As condições de corte nesta operação foram
aquelas utilizadas na usinagem do rebaixo descrito acima.
Z-5mm
59
Figura 26 – Planejamento e simulação do primeiro desbaste da superfície interna.
A segunda operação de desbaste foi realizada com uma ferramenta de topo
esférica com intuito de melhorar a superfície do desbaste e deixar um sobre-material
de apenas 0,5 mm da superfície acabada. Foi planejado um incremento intercalado
ao desbaste anterior, ou seja, com o intuito de desfazer o degrau produzido pela
outra ferramenta. Ver Figura 27. Os parâmetros de corte e a ferramenta utilizada
foram:
estratégia - Z constante, no contorno;
Vc [m/min] - 94;
V
f
: [mm/min] - 2600;
F
z
[mm/dente] - 0,26;
ap [mm] - 1;
ae [mm] - variável, máximo de 8,4mm, e
ferramenta - fresa de topo esférico em metal duro. Diâmetro de 12 mm
e quatro arestas de corte. Marca OSG modelo 804 MG.
Figura 27 – Planejamento e simulação do segundo desbaste da superfície interna.
60
3.3.5. Acabamento da superfície interna
A operação de acabamento foi realizada também em duas etapas. Devido a
superfície ser côncava, foi realizada uma primeira etapa de usinagem com estratégia
de Z constante na região com menor inclinação em relação ao eixo “Z”. Está
operação foi realizada até uma profundidade de Z-32mm. Ver Figura 28. Os
parâmetros de corte e ferramenta utilizada foram:
estratégia - Z constante;
Vc [m/min] - 44;
Vf: [mm/min] - 1600;
Fz [mm/dente] - 0,22;
ap [mm] - 0,15;
ae [mm] - variável, máximo de 2,8mm, e
ferramenta - fresa de topo esférico curta em aço rápido. Diâmetro de 4
mm e duas arestas de corte. Marca OSG modelo 805/1
EBDS Base D327.
Figura 28 – Planejamento e simulação da primeira etapa do acabamento da superfície interna.
Uma segunda etapa com estratégia de varredura foi realizada a partir da
profundidade de Z-32mm, onde a superfície aumenta gradualmente a inclinação em
relação ao eixo “Z”. Nessa região, a estratégia com Z constante é propícia a deixar
mais evidentes as marcas do chamado efeito escada. Ver Figura 29. Os parâmetros
de corte e ferramenta utilizada foram:
Z-32mm
61
estratégia - varredura raster; em “Y” constante,
Vc [m/min] - 44, no diâmetro máximo da fresa;
V
f
[mm/min] - 1600;
F
z
[mm/dente] - 0,22;
ap/ae [mm] - variável, máximo de 0,15 mm;
ferramenta - fresa de topo esférico curta em aço rápido. Diâmetro de 4
mm com duas arestas de corte. Marca OSG modelo 805/1
EBDS Base D327.
Figura 29 – Planejamento e simulação da segunda etapa do acabamento da superfície interna.
3.3.6. Reposicionamento e fixação do bloco
Para a usinagem da superfície externa, foi necessário remover o bloco da
morsa e gira-lo 180º sobre o eixo X. O sistema de fixação adotado nessa etapa foi
diferente do precedente. O bloco foi alinhado e fixado por meio de uma cola adesiva
de secagem rápida
21
em uma placa metálica previamente retificada, que foi presa à
mesa do centro de usinagem. O Alinhamento foi garantido por meio de um relógio
comparador com escala centesimal. Este procedimento permitiu que a prótese
pudesse ser usinada e separada do bloco, sem necessidade de exceder duas
fixações. Essa montagem é ilustrada na Figura 30.
21
SuperBond® produzido pela Loctite®
62
Figura 30 – Ilustração em corte do reposicionamento do bloco acrílico para a usinagem da superfície
externa.
3.3.7. Desbaste da superfície externa
A operação de desbaste da superfície externa foi muito semelhante à aquela
realizada na interna. Foi executada também em duas etapas e com os mesmos
parâmetros de corte e ferramenta. Ver Figura 31.
Figura 31 – Planejamento e simulação da primeira etapa de desbaste da superfície externa.
Base retificada
Sob
r
e
-m
ate
ri
a
l
a
se
r
us
in
ado
Fix
ação
co
m
co
l
a
ades
iv
a
D
esp
r
e
n
d
im
e
n
to
da
p
r
ótese
Prótese
Ferramenta
de topo reto
63
Figura 32 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da superfície externa.
3.3.8. Acabamento da superfície externa
Esta operação foi realizada em três fases: na primeira (ver Figura 33),
empregou-se uma estratégia de Z constante, da altura de Z=40mm até a
profundidade de Z=6mm. Devido a superfície externa ser convexa, foi realizada no
topo da superfície uma segunda operação com estratégia de varredura do topo do
bloco até a profundidade de Z=40mm, (ver Figura 34). Para essas duas operações
de acabamento, foram aplicados os mesmos parâmetros de corte e ferramentas
utilizadas na usinagem da superfície interna.
Figura 33 – Planejamento e simulação da primeira etapa de acabamento da superfície externa.
Z=40mm
Z=6mm
64
Figura 34 – Planejamento e simulação da segunda etapa de desbaste da superfície externa.
Após a profundidade de Z=6mm (direção Z), foi realizada uma terceira
operação, novamente com a estratégia de Z constante, conforme ilustra a Figura 35,
com o intuito de dar continuidade no acabamento da superfície externa, assim como,
de promover na última passada da fresa, o desprendimento da prótese em relação
ao restante do bloco. Os parâmetros de corte e a ferramenta utilizada foram:
estratégia - Z constante;
Vc [m/min] - 44;
V
f
[mm/min] - 1600;
F
z
[mm/dente] - 0,22;
ap [mm] - 0,15;
ae [mm] - variável, máximo de 2,8mm;
ferramenta - fresa de topo reto em aço rápido. Diâmetro de 4 mm com
duas arestas de corte. Marca OSG modelo 801/2 EDL
Base D844.
Figura 35 – Planejamento e simulação da etapa de desprendimento da prótese.
Z-6mm
Z=40mm
65
3.4. AVALIAÇÃO DIMENSIONAL
Conforme o fluxograma ilustrado na Figura 11, o cumprimento de todas as
etapas das duas metodologias apresentadas culminam com a avaliação dimensional
das próteses resultantes.
Toda a avaliação dimensional foi realizada em uma máquina de medição por
coordenadas (MMC) da marca Sheffield® modelo Discovery D8 com incerteza de 5+
L/200μm que se encontra no laboratório de metrologia da UFPR. O software de
medição usado foi o PCDIMS® CAD++, versão 4.1, que oferece recursos de
localização grosseira por meio do princípio 3-2-1 e refinada, chamado de Best-fit.
Ambos foram mencionados no capítulo anterior.
Todos os procedimentos de localização e inspeção foram realizados com um
apalpador de ponta esférica de 2 mm de diâmetro, que interfere positivamente na
inspeção de pequenas regiões ou pequenas irregularidades.
Sete superfícies foram medidas fisicamente, tal como representadas na
Figura 36.
Figura 36 - Itens inspecionados e a MMC utilizada.
MMC
Crânio seco
Cavidade,
Sup. Interna
do molde
Punção, Sup.
externa do molde
Usinada externa
Usinada interna
Fundida externa
Fundida interna
66
A inspeção interna da região relacionada do crânio não é possível de ser
realizada com esse equipamento (a menos que ela fosse seccionada do crânio), por
isso, apenas a externa foi utilizada para avaliação.
O propósito da medição do crânio seco (fonte inicial de dados e referencia) é
analisar a diferença dimensional da sua superfície externa em relação ao modelo
digital em STL, pois este foi oriundo do crânio seco, modelado a partir de TC.
A medição dos outros seis itens objetiva também analisar a diferença
dimensional em relação ao modelo digital. Na Figura 37 é ilustrada a distribuição
esperada de erro. Todos os itens foram confrontados com o modelo digital 3D, a
começar pelo crânio seco, o que permite descobrir o erro oriundo da etapa de
modelagem. No caso dos itens referentes à superfície externa do crânio (cavidade
externa, usinada externa e fundida externa), essas inspeções permitiram analisar o
erro dimensional em toda a cadeia de fabricação, pois as medições podem ser
somadas ao erro da modelagem, resultando no erro total da cadeia de fabricação.
No caso específico da prótese fundida, o panorama da distribuição do erro
durante a cadeia de fabricação é ainda mais claro, pelo fato do molde ser medido
antes da prótese ser fundida. Ou seja, dessa forma é possível analisar quanto a
inserção de mais uma etapa na cadeia de fabricação interfere (positiva ou
negativamente) no erro dimensional da prótese acabada.
Figura 37 - Etapas da cadeia de fabricação das próteses, onde a ocorrência de erro é prevista.
67
3.4.1. Estratégia de localização e medição das superfícies
Conforme mencionado no capítulo anterior, o principal problema enfrentado
na medição de superfícies complexas como é o caso neste trabalho, é a localização
do sistema de coordenadas de medição (SCM) com o sistema de coordenadas de
projeto (SCP), que neste caso é o sistema de coordenadas do modelo digital. A
metodologia aqui apresentada foi baseada em um estudo preliminar realizado em
uma esfera de calibração por Da Costa e Lajarin (2007) e consistiu basicamente no
procedimento que se segue.
a) Foram definidos 6 pontos sobre a superfície do modelo digital.
Posteriormente, esses pontos foram apalpados manualmente sobre a
superfície do item medido, para realizar um primeiro procedimento de
localização grosseira 3-2-1, conforme é ilustrado na Figura 38. De
acordo com o principio do 3-2-1, foram tocados os pontos (1,2 e 3) na
direção vetorial (0,0,1) para definir um plano (X-Y). Os pontos (4 e 5)
foram tocados na direção vetorial (0,1,0) para definir um plano
perpendicular ao primeiro (Y-Z). O ponto (6) foi tocado na direção
vetorial (1,0,0) para definir o terceiro plano (X-Z). Por fim, foi
executado no software a localização, onde os pontos tocados no
crânio são localizados da melhor forma possível no modelo digital.
b) Foi definida uma grade
22
(matriz) de 15x15 pontos (aproximadamente
160 pontos
23
) sobre a superfície do modelo digital para realizar o
procedimento de localização refinado chamado de Best-fit
24
, conforme
22
A distribuição de pontos em forma de grade é um recurso oferecida pelo software PCDIMS
®
CAD++
versão 4.1. Para utilizar ess e recurso basta ter inserido ao software o modelo digital do componente
a ser medido. Sobre o modelo, basta definir a área em que os pontos serão distribuidos e a
quantidade de pontos por linha e coluna.
23
O valor da matriz 15x15 com aproximadamente 160 pontos não são os únicos valores possíveis.
Poderia ser definida uma matriz 10x10 assim como 50x50, sendo que a interferência dessa escolha
no resultado da localização é insignificante, interferindo talvez, apenas na quantidade de repetições
necessárias para encontrar a condição ideal.
24
O Best-fit é um recurso de localização refinada oferecido pelo software PCDIMS
®
CAD++ versão
4.1. Para a localização. Este procedimento se baseia nas coordenadas tridimensionais e direções
68
é ilustrado na Figura 39. Devido ao fato de já ter havido um primeiro
procedimento de localização com o 3-2-1, (mesmo que grosseiro), os
pontos definidos nessa etapa já puderam ser apalpados
automaticamente. Ou seja, o software já é capaz de tocar fisicamente
o ponto definido no modelo, tornando esse procedimento
automatizado e mais rápido. Por fim, foi executado no software a
localização refinada best-fit, onde os pontos apalpados foram
confrontados com os definidos no modelo digital.
c) O procedimento anterior foi repetido até que o valor de erro apontado
pelo software se estabilizasse. Ou seja, ao fim de cada operação de
best-fit foi calculado o erro dimensional médio. A melhor condição de
localização possível foi encontrada quando esse valor, entre cada
repetição, deixou de variar. Esse conceito não afirma que a
localização está exatamente correta, mas indica que é o melhor
resultado que o software pode encontrar
25
.
d) Foi definida uma matriz de 85x85 pontos para uma varredura sobre
toda a superfície (aproximadamente 5000 pontos
26
) para a avaliação e
distribuição do erro.
vetoriais de pontos definidos em um modelo digital e apalpados sobre a sua correspondente
superfície, medida fisicamente.
25
É sugerida a leitura de Lai e Chen (2007), onde o procedimento de localização é estudado,
principalemtente sob o ponto de vista do número de medições necessarias para a melhor condição
ser encontrada.
26
O valor da matriz 85x85 com aproximadamente 5000 pontos medidos, também não são os únicos
valores possíveis. Esse valor foi escolhido pois essa quantidade de pontos distribuídos cobrem
satisfatoriamente toda a superfície. O espaçamento entre cada ponto é de aproximadamente 1,75mm
pouco menos que o diâmetro do apalpador (2mm). Um valor muito maior talvez fosse desnecessário,
e muito menor, correria o risco de não identificar pequenas irregularidades.
69
Figura 38 – Ilustração do procedimento de localização grosseira 3-2-1. (à esquerda), pontos definidos
sobre o modelo digital; (à direita), os mesmo pontos tocados sobre o crânio seco.
Figura 39 - Distribuição de pontos de sobre o modelo digital. (à esquerda) uma matriz de 15x15
pontos para a localização, (à direita) uma matriz de 85x85 pontos para a medição.
Vista superior
70
De acordo com o procedimento descrito acima, foram apalpados sobre cada
item inspecionado seis pontos para a primeira etapa de localização (3-2-1). Dando
continuidade, foram apalpados outros 160 pontos, aproximadamente, seguido de
uma localização refinada (best-fit) e de um calculo de erro.
Influenciado pela correção do sistema de coordenadas resultante do best-fit,
o procedimento foi refeito. Os mesmos pontos agora corrigidos foram apalpados
novamente. Um novo best-fit foi realizado, seguido de outro calculo de erro, e o
procedimento foi repetido até que a melhor condição de localização fosse
encontrada.
Para a inspeção completa, as superfícies foram apalpadas por uma grande
quantidade de pontos, que são apresentados na Tabela 1.
Tabela 1 – Ítens inspecionados e número de pontos apalpados
Itens medidos número de pontos apalpados
Crânio seco 5326
Superfície externa do molde (cavidade) 5307
Superfície interna do molde (punção) 5286
Superfície externa prótese usinada 4860
Superfície interna prótese usinada 5362
Superfície externa prótese fundida 5319
Superfície interna prótese fundida 5479
3.4.2. Procedimento e ferramenta de avaliação das superfícies
Conforme foi descrito acima, a superfície de cada um dos itens envolvidos
foi inspecionada com a apalpação de aproximadamente 5000 pontos.
O software PCDIMS
®
CAD++ registra para cada um dos pontos apalpados,
as seguintes informações.
• Coordenadas X, Y e Z teóricas. Ou seja, a coordenada tridimensional do
ponto definido sobre o modelo digital.
• Versor da direção de apalpação I, J e K teóricos. Estes, baseados na
topologia da superfície do modelo digital indicam a direção de
apalpação, fazendo com que o apalpador toque sempre normal à
superfície do item.
71
•
Coordenadas X, Y e Z do ponto medido. Essas coordenadas são
referentes ao exato posicionamento tridimensional onde o apalpador
toca a superfície do modelo fisicamente.
• Valor do “T”. Este valor é o indicativo do erro local (diferença) da
superfície medida em relação ao seu respectivo posicionamento no
modelo digital. A fórmula para calculo desse valor pode ser vista na
equação (1).
)()()(
tmtmtm
zzkyyjxxiT −
+
−
+
−=
(1)
onde:
i,j,k são os versores teóricos da direção de apalpação do ponto;
x
m
,y
m
,z
m
são as coordenadas tridimensionais do ponto medido;
x
t
,y
t
,z
t
são as coordenadas tridimensionais teóricas do ponto teórico.
Com a informação do valor do “T” de cada ponto tocado, foi possível calcular
o RMS (valor quadrático médio) de todos os pontos para cada superfície. Esse
cálculo, conforme pode ser visto na equação (2), permite analisar o desvio médio do
erro dimensional da superfície.
O RMS para uma coleção de N valores {x
1
, x
2
, ... , x
N
} é dado pela seguinte
fórmula:
N
xxx
x
N
x
N
i
irms
22
2
2
1
1
2
1
+++
==
∑
=
K
(2)
onde:
x é o valor medido;
N é o número de valores medidos.
O software PCDIMS
®
CAD++ além de apresentar o valor de “T”, disponibiliza
em forma de gráfico a distribuição desses valores sobre a superfície medida.
Permitindo dessa forma, localizar regiões problemáticas ou tendências de erro.
Essas, e os demais resultados serão comentados na seqüência.
72
3.4.3. Procedimento de avaliação das dimensões externas
Para que um bom resultado estético seja alcançado um fator importante é
produzir uma superfície de contato (prótese/osso) bastante precisa. Essa
preocupação pode ser observada em Wehmöller et al. (2003), conforme já foi
mencionado. Sendo assim, além da análise das superfícies, foram realizadas
medições na altura e no contorno externo das duas próteses, objetivando avaliar a
sua fidelidade ao modelo digital.
Foram medidas três distâncias em cada prótese: altura, coronal e sagital. As
medidas coronal e sagital foram conseguidas da maneira que se segue.
Após a localização delas, foram apalpados pontos a cada 0,5 mm sobre as
extremidades do contorno, conforme é ilustrado na Figura 40. Dessa forma, a
distância coronal pode ser registrada entre os pontos com maior e menor valor na
coordenada “X”, e a distância sagital entre os pontos com maior e menor valor
coordenada “Y”.
Para a medição das alturas das próteses, primeiramente foram apalpados 3
pontos sobre a mesa onde as próteses foram fixadas, definindo um plano com a
origem em “Z” do sistema de coordenadas. Posteriormente foi definida uma grade de
pontos distanciados 0,5mm sobre o topo das próteses, conforme é ilustrado na
Figura 41. Dessa forma, a altura das próteses pode ser registrada entre o plano
definido e o ponto mais alto apalpado sobre as próteses.
73
Figura 40 – apalpação dos pontos no contorno das próteses.
Figura 41 - Apalpação dos pontos para medição da altura das próteses.
Vista lateral
Distância coronal
Distância sagital
apalpador
Altura
Vista lateral
Mesa da MMC
apalpador
Vista superior
Vista superior
74
Capítulo 4.
RESULTADOS E DISCUSSÕES
De acordo com os limites descritos no escopo deste trabalho, não existe
aqui a pretensão de validar ou não, de acordo com os resultados obtidos, as
próteses aqui produzidas para aplicação em vivos. Este capítulo se limita à síntese
do estudo exploratório e da avaliação dimensional das duas metodologias propostas.
Procurou reportar-se à literatura corrente, sempre que possível, com o intuito
de estabelecer contrapontos, limites e indicar outras direções para interpretações.
Os resultados e discussões são apresentados em três partes. Na primeira,
se discute a exeqüibilidade da metodologia proposta de produção de prótese por
fundição, observando sua reprodutibilidade desde a fase de manipulação de um
modelo digital de uma região do crânio, passando pela fabricação do porta-moldes,
pela usinagem do molde em gesso, até as fases de fundição do PMMA e
prensagem, onde se avalia o resultado visual da fundição assim como o tempo e
custo empregado em cada etapa. Na segunda parte se discute a exeqüibilidade da
metodologia de produção de prótese por usinagem direta, focando principalmente
nos fatores modificados em relação a metodologia proposta por Bazan (2004). A
terceira parte é dedicada aos resultados da avaliação visual e dimensional das duas
próteses produzidas, com ênfase na distribuição do erro pela cadeia de fabricação.
4.1. RESULTADO DA FUNDIÇÃO DA PRÓTESE EM MOLDE USINADO
4.1.1. Fabricação do porta-moldes
O porta-moldes foi fabricado seguindo todas as especificações definidas na
metodologia, foi possível comprovar sua eficiência nos aspectos que se seguem: O
molde em gesso foi alojado eficientemente tanto no porta-moldes (cavidade) como
75
na sua tampa (punção), sendo que nessa ultima, a fixação do gesso ao alumínio foi
garantida pelas ranhuras e ao rebaixo produzido. A realização do alinhamento e
posicionamento do sistema de coordenadas no porta-moldes e na sua tampa
também se mostrou eficiente, em decorrência do esquadrejamento feito nas laterais
e superfícies planas de ambos. Outra importante função alcançada pelo porta-
moldes foi garantir a fixação no centro de usinagem. Pois no caso da não utilização
de porta-moldes, o molde em gesso dificilmente seria fixado mecanicamente, devido
a sua baixa resistência.
As dimensões internas do porta-moldes foram suficientes para a usinagem
do molde, assim como do canal para acomodar um anel de vedação e de bolsões
para conter o excesso de material na fundição.
A escolha do alumínio 5055F para a fabricação do porta-moldes foi
considerada como acertada, pelos seguintes fatores: o porta-moldes apresentou boa
resistência à fixação na morsa, foi de fácil usinagem, esquadrejamento e
rosqueamento. O custo do material foi de R$ 124,00 o que pode ser considerado
baixo, pois pode-se esperar uma vida elevada para ele. A única característica desse
material ainda não analisada é seu comportamento em água, caso seja adotada a
utilização de acrílico termo-polimerizável.
4.1.2. Preparação do molde em gesso
No momento da preparação do molde, decidiu-se utilizar dois postiços para
diminuir a quantidade de gesso e consequentemente as operações de desbaste. Na
Figura 42 é possível observar esse resultado. Porém, isso é mencionado aqui
apenas como sugestão e não entra como parte da metodologia.
Após a preparação do gesso e acomodação no porta-moldes, foi deixado
solidificar por 3 horas. Apesar das recomendações do fabricante ser em apenas 45
minutos, foi decidido esperar um tempo maior devido o gesso aparentar ainda um
excesso de umidade, o que poderia comprometer a usinagem. Por fim, o gesso
utilizado no trabalho apresentou uma baixíssima porosidade e uma homogeneidade
muito boa.
76
Figura 42 - Simulação da economia de gesso proporcionada pelo uso do postiço na preparação do
punção.
4.1.3. Usinagem do molde em gesso
Uma operação de faceamento, precedendo a usinagem do molde foi
necessária para a remoção do gesso que excedia o porta-moldes. Conforme pode
ser visto na Figura 43, esse faceamento garantiu ao gesso uma superfície plana e
alinhada com a parte superior do porta-moldes, sendo ela a responsável pelo bom
fechamento do mesmo.
(a) (b)
Figura 43 - Porta-molde preenchido com gesso, fixo em uma morsa, alinhado e já com o sistema de
coordenadas definido. Em (a) antes do faceamento, em (b) após o faceamento.
sobre-material
77
A operação de faceamento, assim como as demais etapas de desbaste e
acabamento, mostrou que o gesso apresentou boa usinabilidade, a qual pôde ser
comprovada por:
• não necessitar o uso de fluido de corte (nem mesmo para a remoção de
cavaco), o que é excelente do ponto de vista da contaminação das
próteses;
• utilizarem-se valores elevados de velocidades de corte (Vc) e de avanço
(Vf); porém, uma otimização faz-se necessária;
• apresentar bons resultados no acabamento das superfícies, observado
em algumas marcas anatômicas do crânio (cf. Figura 44); deve-se
também ressaltar que esses resultados foram encontrados apesar do
uso de um ferramental não dedicado, já que empregou-se o mesmo
recomendado para o fresamento de metais;
• não apresentar ‘empastamento’ das arestas de corte, o que poderia
causar danos tanto ao material como à superfície usinada.
Figura 44 - Marcas anatômicas reconstruídas no molde de gesso
A operação de desbaste da superfície externa do molde foi realizada em
duas etapas, conforme estratégia descrita na seção 3.2.2.3. Ao término da primeira
etapa, a superfície apresentou um aspecto de degraus, motivada pela geometria de
Modelo digital (STL)
Cavidade usinada do molde
78
topo reto da ferramenta utilizada, assim como, pelo alto valor de (ap) permitido pela
baixa resistência do material. A Figura 45 ilustra o resultado.
A primeira etapa removeu praticamente todo o material excedente, deixando
apenas um sobre-material de 2 mm da superfície acabada, dessa forma, a segunda
operação foi muito mais rápida que a anterior, cerca de 5 minutos do total dos 35
minutos gastos em toda a operação de desbaste. Esse baixo tempo de usinagem foi
conseguido pelo desbaste apenas no contorno
27
, e pela duplicação da V
f
. A segunda
etapa do desbaste teve como objetivo desfazer os degraus produzidos na superfície
pela etapa anterior. Isso foi conseguido com sucesso devido ao incremento da
ferramenta (na direção do eixo “Z”) ter sido intercalado com o incremento usado na
etapa anterior. Conferir Figura 46, onde é ilustrado o resultado dessa estratégia.
O resultado final do desbaste foi uma superfície com pouca irregularidade e
com um sobre-material de apenas 0,5 mm da superfície acabada. Este sobre-
material foi posteriormente retirado na operação de acabamento por uma fresa de
pequeno diâmetro (4 mm).
Figura 45 – Resultado da primeira operação de desbaste com limpeza de área e formação de
degraus.
27
A segunda etapa de desbaste foi realizada apenas no contorno pois a limpeza de área foi feita na
etapa anterior.
79
Figura 46 - resultado da segunda operação de desbaste no contorno, com suavização dos degraus e
0,5mm de sobre-material.
Assim como a operação de desbaste, o acabamento também foi dividido em
duas etapas, de acordo com o planejamento feito na seção 3.2.2.4. A concavidade
da superfície externa sugere que nas regiões de alta inclinação, em relação ao eixo
“Z” do centro de usinagem, a estratégia de “Z constante” produz um maior “efeito
escada” no acabamento. A menos que o valor de (ap) (na direção do eixo Z) seja
muito baixo. Entretanto, essa alteração influenciaria diretamente no aumento do
tempo de usinagem. Sendo assim, a decisão de dividir a superfície externa em duas
diferentes estratégias de usinagem se apresentou como uma boa alternativa.
Na primeira etapa a estratégia de Z constante foi aplicada até uma
profundidade de Z-32mm, (ver Figura 47). O resultado dessa primeira etapa foi um
acabamento superficial muito bom, sem nenhum degrau ou marca de ferramenta
visível. Claro que influenciado também pelo baixo valor (ap) utilizado (cf. seção
3.2.2.4).
A segunda etapa do acabamento foi aplicada na região central da superfície,
pois a inclinação em relação ao eixo Z é alta (quase perpendicular). Uma estratégia
de varredura com “Y constante”, (ver Figura 48) foi aplicada a partir do Z-32mm (na
80
direção do eixo “Z”), onde a inclinação da superfície aumenta gradativamente. Foi
utilizado o mesmo valor de (ap) da estratégia anterior para que houvesse igualdade
no acabamento.
O resultado final do acabamento da cavidade do molde (superfície externa
da prótese) foi considerado muito bom. A aplicação das duas diferentes estratégias
se mostrou eficaz pelo excelente acabamento gerado. Assim como, a utilização de
uma ferramenta de acabamento com pequeno diâmetro permitiu que pequenos
detalhes da superfície fossem reproduzidos. Resultado que refletiu na fundição.
Figura 47 – resultado da primeira operação de acabamento com estratégia de “Z constante”, até Z-32
mm.
mm
81
Figura 48 - Segunda operação de acabamento com estratégia de “varredura com incremento em Y” a
partir de Z-32mm.
Motivado pelo bom resultado conseguido na usinagem da cavidade do
molde, uma estratégia semelhante foi aplicada na usinagem do punção (superfície
interna da prótese). A operação toda de desbaste consumiu 55 minutos de tempo de
usinagem, tempo 20 minutos maior do que o consumido na usinagem da cavidade.
Isto é devido ao punção ter uma maior quantidade de material a ser removido. A
Figura 49 ilustra a primeira etapa de desbaste e a Figura 50 a segunda, onde o
resultado foi uma superfície sem grandes irregularidades e com 0,5 mm de sobre-
material.
Superfície usinada
mm
82
Figura 49 – Resultado da primeira operação de desbaste com limpeza de área e formação de
degraus na superfície.
Figura 50 - Resultado da segunda operação de desbaste no contorno, desfazendo os degraus e
deixando 0,5mm de sobre-material.
83
Na operação de acabamento do punção houve a necessidade de uma
terceira etapa em relação à aquelas utilizadas na usinagem da cavidade. Isso foi
motivado pela região de encontro da superfície do punção com a base plana da
tampa. Para tal, a utilização de uma ferramenta de topo reto com ø4 mm permitiu a
continuidade do nível de acabamento conseguido nas demais regiões. As Figura 51
à 53 ilustram as estratégias de usinagem utilizadas.
Figura 51 – Resultado da primeira etapa de acabamento com estratégia de “Z constante”.
84
Figura 52 - Segunda etapa de acabamento com estratégia de “varredura com incremento em Y”.
Figura 53 - Terceira etapa de usinagem do acabamento com fresa de topo reto
85
4.1.4. Moldagem
Após 5 minutos da mistura do monômero com o co-polímero já foi possível
observar um alto nível de polimerização, devido a um aumento da viscosidade. Foi
esta condição que indicou o fechamento do molde. Em testes anteriores, uma
quantidade semelhante de polímero foi preparada, porém, uma viscosidade
semelhante a este caso foi conseguida apenas depois de 12 minutos. Pelo fato do
experimento onde a polimerização foi mais rápida ter sido realizado em um momento
de temperatura muito mais elevada que no outro caso, demonstra que a alta
temperatura ambiente no momento da mistura influi diretamente na diminuição do
tempo de polimerização.
Devido ao cuidado no momento do fechamento do porta-moldes, boa parte
do excesso de PMMA fluiu para os bolsões criados com esse propósito. Apenas uma
pequena quantidade fluiu para fora do porta-moldes. Porem, nada que
comprometesse o fechamento do molde.
Para que o completo fechamento do molde ocorresse foi aplicada uma carga
com auxilio de uma prensa hidráulica, fazendo com que o anel de vedação fosse
contraído permitindo que a superfície plana superior do porta-moldes encostasse na
superfície plana da sua tampa. A carga aplicada não foi controlada, devido a um
problema no manômetro da prensa. Supõem-se que a força de fechamento tenha
sido excessiva, pois provocou uma pequena trinca no molde, o que comprometeu a
moldagem de uma pequena região da superfície interna da prótese. A sugestão é
que a carga aplicada seja controlada, e suficiente apenas, para o fechamento do
porta-moldes e a manutenção de uma pressão positiva.
A abertura do porta-moldes foi facilitada devido às alças construídas nas
laterais da sua tampa, (cfr. Figura 12). A desmoldagem das duas superfícies ocorreu
também sem maiores problemas, conservando o molde intacto. Isso é creditado à
aplicação prévia do desmoldante.
No caso de uma reaplicação dessa metodologia submetida a uma
preocupação de esterilidade, biocompatibilidade ou contaminação da prótese
durante a cadeia de produção, o desmoldante utilizado nesse trabalho pode
comprometer esses resultados. Entretanto, se o uso não é considerado essencial,
pelo fato dessas próteses serem individualizadas e o molde depois de usado pode
86
ser descartável. A utilização do gesso na fabricação desses moldes contribui
também para isso, já que o gesso pode ser facilmente destruído para a retirada da
prótese.
No aspecto geral, o resultado visual da fundição pode ser considerado bom.
Salvo pequenas falhas de preenchimento no contorno na prótese o restante da
superfície apresentou um bom acabamento e detalhamento, de forma que marcas
anatômicas podem ser observadas. O resultado da prótese fundida é ilustrado na
Figura 54.
Figura 54 - Resultado da fundição da prótese.
4.2. RESULTADO DA FABRICAÇÃO DE PRÓTESE POR USINAGEM DIRETA
4.2.1. Preparação do bloco de acrílico
A reação de polimerização dentro da câmara de pressurização ocorreu
normalmente. Passadas 5 horas em que o PMMA ficou no interior da câmara, ele foi
retirado e foi possível constatar a polimerização completa, apresentou praticamente
nenhuma bolha em seu interior, o que sugere que a pressão pode ser ligeiramente
Superfície externa Superfície interna
Falhas de preenchimento
nos contornos
87
maior em uma próxima polimerização, talvez 60lb (aproximadamente 4 atm). O bloco
polimerizado e desmoldado é ilustrado na Figura 55.
Figura 55 – Bloco de PMMA polimerizado e desmoldado.
Durante a fabricação do bloco acrílico foi observado que ao polimerizar, o
PMMA sofre uma leve contração, o sólido formado era tridimensionalmente um
pouco menor que o volume total da mistura. No momento do dimensionamento do
molde houve o receio de se obter um sólido menor que o desejado, devido à
contração durante a polimerização. Para compensar essa prevista contração e para
a realização do esquadrejamento foi estipulado um sobre-material de cerca de
10mm nas laterais e de 15 mm na altura, em relação ao tamanho da prótese
acabada.
Porém, após a solidificação do bloco, foi observada uma contração da ordem
de apenas 1 mm em cada direção do bloco. Uma maior contração é observada na
região central do bloco, a figura Figura 56 ilustra o rexupe. Felizmente, para o fim a
que se destinou esse bloco, essa contração não interferiu, pois o formato da
contração acompanhou o formato da parte interior da prótese, no lugar onde se
encontra a contração foi usinado a cavidade da prótese.
88
Figura 56 – Irregularidades na polimerização do bloco de PMMA, ocorridas na superfície livre
(superior) do molde.
4.2.2. Usinagem da prótese
O esquadrejamento do bloco acrílico foi fundamental para garantir um bom
resultado de alinhamento e definição do sistema de coordenadas.
A primeira operação de usinagem foi de um rebaixo (cf. seção 3.3.3) que
resultou na superfície plana da prótese, 5 mm abaixo da superfície superior do bloco
esquadrejado. A partir dessa superfície foi possível usinar toda a parte interna da
prótese. A investigação de uma estratégia de usinagem mista
28
obedeceu também a
uma sugestão descrita por Bazan (2004, p.96).
Apesar das diferentes propriedades entre o gesso e o PMMA, os mesmos
parâmetros de usinagem foram utilizados, sendo possível comprovar em todas as
etapas da usinagem a sua boa usinabilidade, indo de acordo com o que descreve
Bazan (2004, p.97), assim como, pelas características semelhantes apresentadas na
28
Foi considerada uma usinagem mista pelo fato de utilizar sobre uma mesma superfície diferentes
Contração
89
usinagem do gesso (cf. Seção 4.1.3). A principal diferença observada na usinagem
de ambos, foi no cavaco produzido. O PMMA nas diversas operações realizadas
produziu cavacos em forma de fitas curtas ou lascas, conforme ilustrado nas Figura
57 à Figura 66, enquanto o gesso apresentou comportamento frágil gerando
cavacos em pó, conforme ilustrado nas Figura 45 à Figura 53.
Terminada a usinagem do rebaixo e da subseqüente superfície interna da
prótese, o bloco de PMMA foi reposicionado agora com a superfície superior para
baixo, de acordo com o planejamento descrito na seção 3.3.6. A fixação realizada
por meio de uma cola de secagem rápida foi bastante eficiente. Entretanto, isto é
creditado a existência de uma superfície plana no bloco, a qual pode ser colada
sobre uma base metálica muito bem retificada. Essa montagem, (cf. Figura 30)
posicionou a superfície plana produzida na usinagem do rebaixo 5mm acima da
base retificada o que permitiu após a usinagem da superfície externa o
desprendimento da prótese em relação ao restante do bloco. Caso essa estratégia
não possa ser reaplicada para uma geometria diferente torna-se necessário um
maior aprofundamento sobre outras técnicas de fixação.
A Figura 57 ilustra o rebaixo usinado com detalhe ao cavaco em forma de
fitas curtas. A Figura 58 ilustra a primeira operação de desbaste da superfície
interna. Nessa etapa foi usada uma (v
f
) menor do que nas demais, e um maior valor
de (ap), culminando com uma grande retirada de sobre-material. Na Figura 59 é
ilustrada a segunda operação de desbaste da superfície interna. Essa etapa
melhorou a superfície do desbaste e resultou em um sobre-material de 0,5mm da
superfície acabada.
estratégias de desbaste e acabamento.
90
Figura 57 - Usinagem do rebaixo com 5mm abaixo da superfície superior do bloco. Detalhe ao cavado
obtido.
Figura 58 – Primeira etapa de desbaste da superfície interna. Detalhe ao cavaco obtido.
Cavaco
Cavaco
91
Figura 59 – Segunda etapa do desbaste no contorno, com suavização dos degraus e 0,5mm de
sobre-material.
A Figura 60 ilustra a primeira etapa de acabamento da superfície interna.
Nessa foto pode ser observado o bom acabamento superficial produzido pela fresa
de topo esférico de ø4mm, assim como, a pequena quantidade de sobre-material
retirado, gerando cavacos em forma de pequenas lascas. A Figura 61 ilustra a
segunda etapa de acabamento da superfície interna. Essa etapa foi usinada com
uma estratégia diferente; entretanto, deu continuidade ao bom acabamento
produzido na etapa anterior.
92
Figura 60 – Primeira etapa de acabamento da superfície interna, com estratégia de “Z constante”.
Figura 61 – Segunda etapa de acabamento da superfície interna com estratégia de “varredura com Y
constante”.
A Figura 62 apresenta o bloco de PMMA já posicionado sobre sua segunda
fixação, e com a primeira etapa de desbaste da superfície externa sendo usinada.
Cavaco
93
Na Figura 63, fica evidente a grande quantidade de material removida na primeira
etapa do desbaste, e ilustra a segunda etapa sendo realizada. Nessa etapa foi
melhorada a superfície do desbaste e resultou em um sobre-material de 0,5mm.
Figura 62 – Primeira etapa de desbaste da superfície externa com limpeza de área a formação de
degraus na superfície.
Figura 63 - Segunda etapa de desbaste da superfície externa com suavização dos degraus com
sobre-material resultante de 0,5mm.
94
Na Figura 64 é possível observar o bom resultado de acabamento produzido
com a estratégia de “Z constante”. A Figura 65 ilustra a continuidade do bom
acabamento produzido agora no topo da superfície externa, por meio da estratégia
de “varredura com Y constante”. A Figura 66 ilustra a terceira etapa de acabamento
da superfície externa. Nessa operação (cf. seção 3.3.8), foi utilizada a estratégia de
“Z constante” com um baixo (ap), dessa forma, no fim da ultima passada da fresa, a
prótese se desprendeu do restante do bloco. Isso foi possível, devido a usinagem do
rebaixo produzido na primeira etapa de usinagem.
Figura 64 – Primeira etapa de acabamento da superfície externa com estratégia de “Z constante”.
95
Figura 65 - Segunda etapa de acabamento no topo da superfície externa com estratégia de
“varredura com Y constante”.
Figura 66 - Terceira etapa de acabamento para desprendimento da possível prótese do restante do
bloco, estratégia de “Z constante” com ferramenta de topo reto.
96
Por fim, o bom resultado da usinagem é apresentado nas Figura 67 e 67,
onde podem ser observados os detalhes do modelo digital, reproduzidos pela
usinagem. O bom resultado de acabamento alcançado com a usinagem é creditado
à boa relação de estratégia de usinagem, geometria e diâmetro de ferramenta e
parâmetros de usinagem, principalmente o baixo valor de (ap).
Figura 67 – Análise visual do acabamento interno da prótese usinada.
Modelo digital
97
Figura 68 - Análise visual do acabamento externo da prótese usinada.
4.3. APONTAMENTO DE CUSTO E TEMPO EMPREGADO NA FABRICAÇÃO
DAS PRÓTESES
Conforme foi descrito no Capitulo 2, as grandes vantagens da produção pré-
operativa é a diminuição do tempo cirúrgico o qual diminui os riscos de infecção
devido a possibilidade de produção da prótese previamente. Entretanto, o tempo que
o paciente pode esperar pela fabricação de uma prótese pode variar muito, de
acordo com o tipo, local e gravidade da lesão. Sendo assim, julga-se importante
considerar o tempo total empregado na produção de uma prótese para este fim.
Os tempos para cada uma das duas metodologias estão registrados nas
tabelas 2 e 3.
Pode ser observado que o tempo total gasto para a fabricação da prótese
por fundição em molde foi de 685 minutos, (aproximadamente 11 horas e meia),
tempo muito próximo do empregado na fabricação por usinagem direta, onde foram
gastos 630 minutos (aproximadamente 11 horas). Porém, esses tempos foram
Modelo digital
98
somados considerando operações seqüenciais, quando na prática algumas
operações podem ser realizadas em paralelo, ou já estarem previamente prontas,
como por exemplo: blocos acrílicos já solidificados em várias dimensões.
É importante registrar também, que esses valores são referentes apenas a
fabricação propriamente dita (preparação e fabricação), onde não foi considerado o
tempo de projeto e planejamento. Assim como, não foi possível obter informações do
tempo empregado na etapa de modelagem realizada por Bazan (2004), para que o
tempo empregado em toda a cadeia de produção pudesse ser estipulado. Além
disso, os tempos apresentados nas tabelas a seguir, não são os únicos valores
possíveis, sendo que parâmetros podem ser estudados e otimizações podem ser
feitas, como por exemplo, o tempo de pressurização empregado na fabricação do
bloco de PMMA, o tempo de secagem do gesso, assim como os parâmetros de
usinagem.
Tabela 2 - Tempo empregado na fabricação da prótese por fundição em molde
Etapa
Tempo de preparação
(min)
Tempo de trabalho
(min)
Mistura do gesso 15 20
Espera para secagem - 180*
Faceamento da superfície superior para alinhamento 10 20
Desbastes da cavidade do molde 15 35
Acabamentos da cavidade do molde 15 45
Desbastes do punção do molde 30 55
Acabamento do punção do molde 5 40
Usinagem dos bolsões e do canal pra vedação 15 20
Preparação do acrílico 15 15
Prensagem 15 120
TEMPO TOTAL P/ PRODUZIR POR FUNDIÇÃO EM MOLDE
135 550
Tabela 3 - Tempo empregado na fabricação da prótese usinada
Etapa
Tempo de preparação
(min)
Tempo de trabalho
(min)
Mistura do em acrílico 15 30
Pressurização - 300*
Esquadrejamento do bloco acrílico 15 15
Usinagem do rebaixo 15 10
Desbastes da superfície interna 10 25
Acabamentos da superfície interna 5 40
Desbastes da superfície externa 60 35
Acabamento da superfície externa 10 45
TEMPO TOTAL PARA PRODUZIR POR USINAGEM DIRETA
130 500
* tempo estipulado sem critério não devendo servir como parâmetro. A sugestão é que possa ser avaliado
99
Além do tempo de fabricação, o custo dos implantes pré-operativos é um
outro fator muito importante relatado na literatura. Devido à alta tecnologia de
softwares, máquinas, assim como, materiais e recursos humanos empregados
fazem com que próteses sob medida para cranioplastia sejam consideradas muito
caras, principalmente para a realidade de países subdesenvolvidos como é o caso
do Brasil, onde grande parte da população é atendida pelo sistema público de
saúde. Nesse sentido, são observados esforços de pesquisadores como Hieu et al.
(2004) que estudam alternativas de fabricação de próteses cranianas sob medida
para países que não dispõem amplamente de toda a tecnologia e “knowhow”
necessário.
Apenas para efeito de registro, os gastos com materiais empregados neste
trabalho são apresentados na Tabela 3. No caso específico da prótese fundida em
molde que apresentou maior gasto, o mesmo foi influenciado pelo custo do gesso
utilizado. No caso da fundição em molde, a quantidade de acrílico utilizada foi bem
inferior à utilizada na prótese usinada. Essa economia de biomaterial utilizado não
aparece como um fator de grande relevância nesse caso, pelo fato do material
PMMA ser de baixo custo. Entretanto, esse fato adquire importância quando se tratar
de recursos de pouca disponibilidade e custo muito elevado, como por exemplo o
MIMIX
®29
, Osteosynt
®30
, Ti entre outros.
Apesar de tudo, neste trabalho, o gasto total com material é julgado baixo,
quando comparado ao preço total de próteses semelhantes já mencionadas na
literatura. Porém, por estar fora do escopo, não foram considerados neste trabalho
gastos, tais como a hora de projeto, TC, hora máquina, mão de obra,
responsabilidade técnica, entre outros que podem compor o custo total.
Tabela 4 - Custo aproximado de material empregado no trabalho
Prótese fundida em molde usinado Prótese usinada
Gesso R$ 100.00 Polímero (PMMA)
R$ 65.00
Anel de vedação R$ 1.00
Polímero (PMMA) R$ 13.00
Total R$ 114.00
Total R$ 65.00
29
MIMIX® é um produto a base de hidroxiapatita e ácidos cítricos comercializado pela empresa
Lorenz® utilizado como cimento ósseo na reconstrução de defeitos craniofaciais e também na
produção de arcabouços.
30
Osteosynt
®
é um produto semelhante ao MIMIX produzido pela empresa Einco Biomaterial LTDA,
situada em Belo Horizonte/MG.
100
4.4. AVALIAÇÃO DIMENSIONAL
A primeira etapa da localização por meio da medição dos 6 pontos para a
aplicação do principio 3-2-1 não apresentou bons resultados em nenhum dos casos,
pois comprovou ser extremamente dependente da precisão manual do operador da
MMC em tocar os pontos fisicamente no mesmo lugar que foi definido no modelo
digital. Além é claro, da complexidade da superfície que interferiu negativamente no
resultado de localização, indo de acordo com a citação de Li e Gu (2004).
Apesar desse primeiro procedimento não ter apresentando um bom
resultado, é importante como preparação ao posterior procedimento de localização
refinado (Best-fit), isso porque para uma apalpação automática de pontos para o
best-fit, um sistema de coordenada deve estar definido, mesmo que precariamente.
No procedimento de localização refinada dos itens envolvidos, a apalpação
de aproximadamente 160 pontos sobre cada superfície em forma de uma matriz com
15x15 pontos permitiu que toda a superfície fosse apalpada de forma satisfatória
para a realização do Best-fit. Em todos os casos medidos, o resultado do primeiro
best-fit não foi o suficiente, apresentando valores de RMS do erro muito alto. Em
alguns casos, foram necessárias várias repetições na apalpação para que a melhor
localização pudesse ser alcançada. No gráfico da Figura 69 é ilustrada a quantidade
de repetições realizadas e os valores de RMS do erro para cada caso.
Foi observado que a cada varredura de pontos sobre as superfícies o valor
de RMS do erro diminuía. Então, uma indicação que a melhor localização possível
foi alcançada, foi indicada pela estabilização do valor do RMS.
Na localização do crânio-seco, da cavidade do molde, punção do molde,
superfície externa da prótese usinada e da superfície externa da prótese fundida,
foram necessárias apenas 5 repetições para que o valor de RMS do erro se
estabilizasse. Na localização da superfície interna da prótese usinada e superfície
interna da prótese fundida foram necessárias 6 repetições. A maior quantidade de
repetições, nesses casos, é creditada a maior complexidade da superfície interna, da
qual esses itens se referem.
Após a melhor condição de localização ter sido encontrada, foi decidido
analisar a eficiência do procedimento realizado, mudando a distribuição dos pontos
101
sobre a mesma superfície. O resultado do RMS do erro encontrado nesse caso foi
muito semelhante ao anterior. Com isso, foi possível observar que o local de
apalpação não interfere consideravelmente no resultado. Salvo é claro, quando
pouquíssimos pontos são tocados em uma superfície complexa, o que certamente
comprometerá o resultado de diferentes localizações.
Um outro fator observado é que a quantidade de repetições é dependente da
quantidade de pontos tocados. Quanto maior for a quantidade de pontos tocados,
menor será a quantidade de repetições necessárias. Porém, a medição de uma
grande quantidade de pontos implica em um maior tempo de trabalho.
Não é conhecido um critério para a escolha da quantidade de pontos ideal
para a localização de uma superfície complexa, essa definição é muito dependente
da experiência do operador da MMC que deve estipular uma quantidade de pontos
que julgue suficiente e não comprometa o tempo de trabalho.
No caso desse trabalho, por exemplo, alguns itens poderiam ter sido
localizados com apenas duas repetições. Entretanto, para isso, seria necessária a
apalpação de aproximadamente 2000 pontos em cada etapa, o que aumentaria
consideravelmente o tempo de medição, e não seria uma boa escolha.
Figura 69 - RMS do erro em relação ao modelo digital versus o número de medições realizadas.
Número de re
p
eti
ç
ões do Best-fit
RMS
do erro em mm
102
Com o item já localizado, o procedimento de inspeção da superfície foi
realizado de forma simples e rápida. Por meio de uma estratégia de varredura, foram
apalpados aproximadamente 5000 pontos em cada item, (cf. seção 3.4.1). A
distribuição dos pontos em forma de uma grade sobre a superfície, com
espaçamentos iguais entre eles, permitiu que quase toda a superfície pudesse ser
apalpada. O software PCDIMS® CAD++ disponibiliza variadas estratégias de
apalpação de pontos sobre uma superfície. A escolha da estratégia em forma de
grade foi devida a distribuição dos pontos sobre a superfície ser bem homogênia e
pelo fato dessa estratégia permitir a utilização do modelo digital em formato STL,
sendo que para algumas outras estratégias havia uma exigência que o modelo fosse
em IGES.
A utilização de um apalpador de 2 mm de diâmetro com ponta esférica
permitiu apalpar áreas bem complexas e com muitos detalhes como é o caso das
regiões de suturas e alguns pequenos orifícios nas superfícies.
As informações registradas sobre cada ponto (cf. seção 3.4.2), permitiram
que fosse calculado seu erro. Que nesse caso é a distância vetorial do ponto
definido no modelo digital em relação ao ponto medido fisicamente, conforme
equação 1. Sendo assim, foi calculado o RMS do erro de todos os pontos
inspecionados em cada superfície. A escolha de representar o erro das superfícies
por meio do seu RMS foi devido ao fato que dessa forma é possível analisá-lo sem a
influência do sinal o que facilita a sua interpretação.
No caso da inspeção do crânio seco, os pontos são apresentados no
histograma ilustrado na Figura 70. Foi possível observar que cerca de 95% dos 5326
pontos apresentaram valores entre -0,3 e 0,3 mm, ou seja, a maior parte do erro se
encontra em um faixa de 0,6 mm. Os demais pontos estão localizados próximos às
bordas e nas suturas do crânio, onde existe maior complexidade geométrica. Uma
ilustração desses pontos é apresentada na Figura 71, onde as setas em vermelho
31
indicam os erros com valor positivo e as setas em branco os erros com valor
negativo. Na mesma figura é indicado os erros máximos (positivo e negativo)
encontrados na superfície, são estes, E+=0,816 e E-=-0,669mm respectivamente,
ambos localizados na região de sutura.
31
Setas em vermelho no caso de impressão colorida ou preta no caso de P&B.
103
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
110
120
130
140
150
160
-0.7
-0.6
-0.6
-0.5
-0.5
-0.4
-0.4
-0.3
-0.3
-0.2
-0.2
-0.1
-0.1
-0
0.04
0.09
0.14
0.19
0.24
0.29
0.34
0.39
0.44
0.49
0.54
0.59
0.64
0.69
0.74
0.79
Figura 70 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e o crânio seco
Figura 71 - Distribuição dos pontos com maior erro sobre o crânio seco.
faixas (mm)
pontos
104
O resultado da inspeção da cavidade do molde de gesso é apresentado no
histograma ilustrado na Figura 72. Neste caso, cerca de 97% dos 5307 pontos
apresentaram valores entre -0,05 e 0,05mm, ou seja, a maior parte do erro se
encontra em um faixa de 0,1 mm, bem distribuídos sobre a superfície. Os demais
pontos estão localizados nas regiões de maior complexidade da superfície. A Figura
73 ilustra os erros máximos, (positivo e negativo) encontrados na superfície, são
estes, E+=0,314 e E-=-0,141mm respectivamente, ambos localizados na região de
sutura.
0
75
150
225
300
375
450
525
600
675
750
825
900
975
1050
1125
1200
1275
-0
.
14
-
0
.1
2
-0.
1
-0
.
08
-
0
.
06
-0.04
-0
.
02
0
0.02
0.04
0
.06
0.0
8
0.1
0
.12
0.1
4
0.16
0.18
0.2
0.2
2
0.24
0
.26
0.28
0
.
3
0.32
Figura 72 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a cavidade do
molde
faixas (mm)
pontos
105
Figura 73 - Indicação dos pontos com maior erro sobre o cavidade do molde.
O resultado da inspeção do punção do molde de gesso é apresentado no
histograma ilustrado na Figura 74. Neste caso, cerca de 97% dos 5286 pontos
apresentaram valores entre -0,05 e 0,05mm, ou seja, a maior parte do erro se
encontra em um faixa de 0,1mm, bem distribuídos sobre a superfície. Os demais
pontos estão localizados na região posterior da prótese, essa região apresenta
grande complexidade geométrica. A Figura 75 ilustra os erros máximos, (positivo e
negativo) encontrados na superfície, são estes, E+=0,462 e E-=-0,091 mm
respectivamente.
106
0
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
550
600
650
700
750
800
850
900
950
1000
-
0.0
9
-0
.0
7
-0.
0
5
-0.03
-0.01
0.
01
0
.
03
0.05
0.
0
7
0.
0
9
0.
11
0.
13
0.
15
0
.
17
0.19
0.
2
1
0.
2
3
0.
25
0.
27
0.
29
0
.
31
0.33
0.
3
5
0.
3
7
0.
39
0.
41
0.
43
0
.
45
0.47
Figura 74 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e o punção
Figura 75 - Indicação dos pontos com maior erro sobre o punção do molde.
faixas (mm)
pontos
107
O resultado da inspeção da superfície externa da prótese usinada é
apresentado no histograma ilustrado na Figura 76. Neste caso, cerca de 98% dos
4860 pontos apresentaram valores entre -0,1 e 0,1 mm, ou seja, a maior parte do
erro se encontra em um faixa de 0,2 mm, bem distribuídos sobre a superfície. Os
demais pontos estão localizados na região posterior da prótese e na sutura, regiões
de grande complexidade geométrica. A Figura 77 ilustra os erros máximos (positivo
e negativo) encontrados na superfície, são estes, E+=0,986 e E-=-0,373 mm
respectivamente.
0
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
550
600
650
700
750
800
-
0.3
7
-0.3
4
-
0
.31
-
0
.2
8
-
0.2
5
-
0.2
2
-
0
.1
9
-
0
.1
6
-
0
.1
3
-0.1
-
0.0
7
-
0.0
4
-
0
.01
0.
0
2
0.05
0.08
0.1
1
0
.1
4
0.17
0
.2
0.2
3
0.2
6
0
.2
9
0
.3
2
0.35
0.3
8
0
.4
1
0.4
4
0.
4
7
Figura 76 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a superfície
externa da prótese usinada
faixas (mm)
pontos
108
Figura 77 – Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície externa da prótese usinada.
O resultado da inspeção da superfície interna da prótese usinada é
apresentado no histograma ilustrado na Figura 78. Neste caso, cerca de 97% dos
5362 pontos apresentaram valores entre -0,1 e 0,1 mm, ou seja, a maior parte do
erro se encontra em um faixa de 0,2 mm, bem distribuídos sobre a superfície. Os
demais pontos estão localizados na região traseira da prótese e na sutura, regiões
de grande complexidade geométrica. A Figura 79 ilustra os erros máximos (positivo
e negativo) encontrados na superfície, são estes, E+=0,637 e E-=-0,175 mm
respectivamente.
109
0
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
550
600
650
700
-
0
.1
7
-0.14
-
0
.1
1
-
0.
0
8
-
0
.05
-
0
.0
2
0
.
0
1
0.04
0
.
0
7
0
.1
0.
1
3
0
.
1
6
0.19
0
.
2
2
0.25
0.
2
8
0
.
3
1
0.34
0
.
3
7
0.4
0.
4
3
0
.
4
6
0.49
0
.
5
2
0.55
0.
5
8
0
.
6
1
0.64
Figura 78 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a superfície
interna da prótese usinada
Figura 79 - Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície interna da prótese usinada.
faixas (mm)
pontos
110
O resultado da inspeção da superfície externa da prótese fundida é
apresentado no histograma ilustrado na Figura 80. Neste caso, 97,4% dos 5319
pontos apresentaram valores entre -0,05 e 0,15 mm, ou seja, a maior parte do erro
se encontra em um faixa de 0,2 mm, com uma maior quantidade de erro positivo,
que neste caso sugere que a superfície inspecionada fisicamente está ligeiramente
maior que o modelo digital. Porem, esses valores são extremamente pequenos,
possivelmente resultantes da moldagem. O curioso desse comportamento é que ele
vai de oposto a uma possível contração do PMMA que era esperada.
Esse resultado se torna irrelevante devido esse comportamento não ter
interferido na qualidade da prótese. Caso houvesse um aumento maior da superfície
ou até uma contração, esses fatores deveriam ser previstos na fabricação do molde,
aplicando um offset na superfície, com fatores de contração ou expansão. Os
demais pontos estão localizados nas regiões de maior complexidade da superfície. A
Figura 81 ilustra os erros máximos (positivo e negativo) encontrados na superfície,
são estes, E+=0,516 e E-=-0,706 mm respectivamente.
0
15
30
45
60
75
90
105
120
135
150
165
180
195
210
225
240
-0.65
-0.62
-0.59
-0.56
-0.5
3
-0
.5
-0
.47
-0.44
-
0.41
-0.38
-0.35
-0.32
-0.29
-0.2
6
-0.23
-0.2
-0.17
-
0.14
-0.11
-0.08
-0.05
-0.02
0.01
0.04
0.07
0.1
0.13
0.1
6
0.19
0.
22
0.25
0.28
0.31
0.34
0.37
Figura 80 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a superfície
externa da prótese fundida
faixas (mm)
pontos
111
Figura 81 - Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície externa da prótese fundida.
Na inspeção da superfície interna da prótese fundida, os pontos são
apresentados no histograma ilustrado na Figura 82. Neste caso, 95,2% dos 5477
pontos apresentaram valores entre -0,2 e 0,2mm, ou seja, a maior parte do erro se
encontra em um faixa de 0,4mm, também com uma maior quantidade de erro
positivo. Os demais pontos que estão fora dessa faixa se localizaram principalmente
em uma região próxima ao centro da superfície, (um contorno na Figura 83
apresenta essa região). Nessa região se formou uma falha resultante de um
escoamento no preenchimento, provocada por uma pequena trinca no molde de
gesso. Devido a essa região, vários pontos registraram valores negativos tão altos.
Os erros máximos (positivos e negativos) encontrados na superfície são estes,
E+=0,517 e E-=-1,373mm respectivamente.
112
0
40
80
120
160
200
240
280
320
360
400
440
480
520
560
600
640
680
720
760
800
840
880
-1.360
-1.300
-1.
2
40
-1.180
-1.
1
20
-1
.
06
0
-1.000
-0.94
0
-0.880
-0.
8
20
-0.760
-0.
7
00
-
0
.
64
0
-0.
5
80
-0
.
52
0
-0.460
-0.40
0
-0.340
-0.
2
80
-0.220
-0.
1
60
-
0
.
10
0
-0.
0
40
0
.
0
20
0.080
0
.
1
40
0
.
2
0
0
0
.
2
60
0
.
3
20
0
.
3
80
0
.
4
40
0.500
Figura 82 - Freqüência de pontos e as faixas de desvio médio entre o modelo digital e a superfície
interna da prótese fundida ( Faixa de 0,02)
Figura 83 - Indicação dos pontos com maior erro sobre a superfície interna da prótese fundida e
região com falha de preenchimento.
Resultado de falha
de preenchimento
faixas (mm)
pontos
113
O RMS do erro de cada item inspecionado em relação ao modelo digital é
apresentado na Figura 84. O maior valor foi apresentado na inspeção do crânio seco
é de 0,1618mm. Salvo o possível erro resultante da localização, a grande parte
desse erro é creditada ao processo de modelagem. Ou seja, o modelo digital sofreu
alterações nas etapas que envolvem a obtenção de imagens por tomografia até a
reconstrução do modelo 3D.
Os itens usinados apresentaram os menores valores, são eles: cavidade do
molde, RMS = 0,0219mm; punção do molde, RMS = 0,027mm; superfície externa da
prótese usinada, RMS = 0,043mm e superfície interna da prótese com RMS =
0,045mm. Para o fim a que se destina este trabalho, todos esses valores são
considerados muito bons, graças a estabilidade dos materiais e a alta precisão
oferecida pelo processo de fresamento.
Na inspeção das superfícies da prótese fundida, resultou um RMS do erro
maior que nas superfícies usinadas. Na superfície externa o RMS foi de 0,120mm e
na interna de 0,116mm. Esse resultado está de acordo com o esperado, não que
necessariamente isso seja uma regra, mas a inserção de mais uma etapa na cadeia
de produção sugere uma possibilidade de aumento do erro. Neste caso, os erros
resultantes apenas do processo de fundição, foram: 0,098mm na superfície externa
e 0,089mm na superfície interna. Esse resultado foi possível devido à inspeção de
ambas as superfícies do molde de gesso antes da fundição.
Ainda assim, os erros totais são considerados baixos, já que se trata de
valores de pouco mais de um décimo de milímetro.
114
RMS do erro de localização e forma
0.0000
0.0500
0.1000
0.1500
0.2000
0.2500
0.3000
0.3500
1234567
Figura 84 – RMS do erro em relação ao modelo digital.
De posse dos resultados da inspeção do crânio seco em relação a superfície
externa do modelo digital foi possível apresentar o RMS do erro acumulado em toda
a cadeia de fabricação. Ou seja, do crânio seco (fonte inicial de referência) até as
próteses usinada e fundida. Devido à impossibilidade de inspecionar a superfície
interna do crânio, apenas os erros referentes à superfície externa foram
mencionados. Na Figura 85 esses valores são apresentados e é possível observar
que o RMS do erro total entre a cavidade do molde e a superfície externa da prótese
usinada foram bem próximos, como era esperado, assim como, o maior RMS do erro
apresentado pela superfície externa da prótese fundida, provocada pela existência
de uma etapa a mais na cadeia de fabricação. O resultado aponta que a
interferência da fundição no aumento do erro foi de 0,098mm.
115
RMS acumulado em relação ao Crânio
0.0000
0.0500
0.1000
0.1500
0.2000
0.2500
0.3000
123
Figura 85 – Valor do RMS do erro acumulado em relação à superfície externa do crânio
Os resultados das medições no contorno e na altura das próteses são
apresentados na Tabela 5. É possível observar que os menores erros, em relação
ao modelo digital foram registrados na prótese usinada. Esses valores podem ser
considerados coerentes com as medições sobre a superfície, pois apontam um erro
em uma distancia linear entre dois extremos (altura, largura e comprimento),
enquanto o valor de “T” é uma media radial.
O erro registrado na prótese fundida não pode servir como referência, pois
esses foram influenciados por pequenas falhas de preenchimento nos contornos, (cf.
Figura 54). Mas acredita-se que no geral, salvo essas pequenas falhas o resultado
seja proporcional ao reportado na inspeção da superfície.
Era esperado que os valores reportados por Bazan (2004) fossem bastante
próximos aos da prótese usinada neste trabalho, já que a metodologia foi bastante
parecida. Porém, a incoerência dos resultados pode ser explicada pela diferença na
metodologia de medição, realizada por ele com paquímetro e um traçador de altura.
Tabela 5 - Resultado das medições no contorno das próteses
Itens
Altura
(mm)
Erro
(mm)
Coronal
(mm)
Erro
(mm)
Sagital
(mm)
Erro
(mm)
Modelo digital (ref.) 44,680
-
133,077
-
163,588
-
Prótese fundida 44,756
0,076
131,704
1,373
161,885
1,703
Prótese usinada 44,446
0,234
132,688
0,389
163,297
0,291
Prótese usinada (Bazan 2004) 44,020
0,660
133,100
-0,023
163,200
0,388
RMS do erro total em relação ao crânio (mm)
Cavidade do molde
Prótese usinada externa
Prótese fundida externa
0
,
0986
116
Com os resultados das medições realizadas sobre as superfícies, foi
possível observar que o maior erro distribuído na cadeia de fabricação tanto da
prótese usinada como na fundida, está entre o crânio seco (fonte inicial de
informação) e o modelo digital em STL e o valor é de RMS=0,162mm. Apesar de
não ser possível aqui identificar as causas da distribuição do erro, principalmente
nessa fase de modelagem, procurou-se apontar fatores em potencial que podem
influenciá-los. Na Figura 86 é apresentada as etapas e na seqüência são relatos
possíveis fatores em cada uma.
Figura 86 – Etapas da cadeia de fabricação propensas a erro
A. Escaneamento por TC. Choi et al. (2002) mencionam que para esta etapa
alguns dos principais fatores que podem comprometer a precisão do modelo
digital são: a inclinação de escaneamento, corrente e tensão do tubo,
algoritmo de construção de imagem, movimentação do paciente, artefato
metálico e principalmente a espessura das secções. Obviamente, pequenas
espessuras de secção podem minimizar o efeito, porém, para isso é
necessária uma maior exposição a radiação, o que de certa forma, no caso de
um paciente, pode vir a ser prejudicial.
B. Modelagem 3D. O mesmo autor menciona como principais fatores para esta
etapa: erro de fechamento, taxa de dizimação (conversor), algoritmo de
interpolação, algoritmo de suavização, aresta de triângulo e principalmente o
valor de limiarização (threshold). No caso do modelo digital utilizado nesse
crânio seco imagens TC modelo digital 3D
molde usinado prótese fundida
prótese usinada
A B
C
C
D
117
trabalho, o valor de limiarização utilizado por Bazan(2004) foi de 50 em uma
escala até 255. Choi et al. (2002) menciona que geralmente esses valores
são definidos empiricamente, o que sugere uma investigação mais
aprofundada sobre o assunto.
C. Usinagem. Os principais fatores que podemos apontar como propensos a
interferir com erro nessa etapa são: estratégia de usinagem, diâmetro e
geometria de ferramenta, parâmetros de corte, propriedades do material,
polimerização residual do material entre outras.
D. Fundição. Nesta etapa os principais fatores são: o acabamento superficial do
molde, completo preenchimento, pressão de moldagem, polimerização
residual.
Além dos possíveis fatores que podem comprometer a precisão na cadeia
de fabricação, existem ainda os possíveis erros na etapa de medição. Estes podem
incluir: erro humano, precisão e resolução do instrumento de medição.
A precisão do modelo digital influência diretamente o planejamento do
processo de fabricação, entretanto não foi possível quantificar quanto exatamente
cada fonte de erro contribui para a precisão final das supostas próteses.
118
Capítulo 5.
CONCLUSÕES
A dissertação apresentada teve por objetivo realizar uma avaliação
dimensional de uma prótese fundida e uma usinada em acrílico. No primeiro caso,
uma suposta prótese foi produzida por meio da fundição em molde usinado em
gesso. Neste caso foi possível comprovar a viabilidade da produção de molde em
gesso como alternativa para a fundição de próteses, dado que produziu bons
resultados dimensionais, nos aspectos de tempo e custo de produção, assim como
na viabilidade de materiais e equipamentos para sua produção. Essa metodologia
permite também que outras variáveis possam ser testadas eficientemente. Um
exemplo é a proposta de inserir fixadores metálicos já no momento da fundição,
assim como fizeram intra-operativamente Sherburn e Silbergeld (1996). Outro
exemplo é a investigação da fabricação de arcabouços em molde usinado,
semelhante a Schiller et al. (2004).
No segundo caso uma prótese foi produzida por usinagem direta. Foi
possível também comprovar a viabilidade da usinagem direta como alternativa de
produção de próteses, devido aos mesmos bons resultados do caso anterior.
A metodologia de fundição em molde requer uma maior investigação quanto
a técnica de fundição, no que se refere à preparação do PMMA e a forma adequada
de aplicar pressão sobre ele, objetivando diminuir a porosidade e aumentar a
transparência. A usinagem direta, dependendo da geometria da prótese, pode
implicar em limitações na fixação do bloco acrílico. Além é claro de uma necessária
investigação da aplicabilidade dessas próteses em animais, para que outras
variáveis possam ser investigadas.
O objetivo do trabalho foi alcançado integralmente com os bons resultados
da avaliação dimensional. Os resultados comprovaram que do ponto de vista
dimensional e forma as próteses ficaram muito próximas a sua respectiva região do
crânio seco e que o maior erro identificado na cadeia de produção se encontrou na
etapa de reconstrução do modelo digital oriundo de imagens tomográficas.
119
Tendo em vista a complexidade geométrica inerente às próteses
craniofaciais e a influência dessa geometria na qualidade de medição, pôde-se
verificar que o uso de máquinas de medir por coordenadas equipadas com recursos
para localização refinada representa a melhor escolha para a avaliação deste tipo de
componente.
5.1. PROPOSTA DE TRABALHOS FUTUROS
• Investigar esta metodologia usando novos biomateriais, principalmente
aqueles que propiciem porosidade controlada.
• Construção de molde em gesso com punções de diferentes alturas para a
produção de arcabouços com gradiente funcional, conforme Figura 87.
• Aprimorar a metodologia para testes in vitro e in vivo.
• Aprimorar o processo de fundição de forma a garantir completo
preenchimento e exclusão de porosidade, talvez por meio de uma injetora de
acrílico sob pressão.
Figura 87 - Diferentes tamanhos de punção para fabricação de estruturas com gradiente funcional.
Molde
Punção Punção Punção
1ª camada 2ª camada 3ª camada
Estrutura com
gradiente
funcional
120
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