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DESENVOLVIMENTO DA METODOLOGIA DE PROJETO E FABRICO DE PRÓTESES
ARTICULARES
JOÃO MIGUEL CASTRO LEITE DISSERTAÇÃO DE MESTRADO APRESENTADA À FACULDADE DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE DO PORTO EM PRODUÇÃO DESENVOLVIMENTO E ENGENHARIA AUTOMÓVEL
M 2014
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
Desenvolvimento da Metodologia de Projeto e Fabrico de Próteses Articulares
INEGI
João Miguel Castro Leite
Relatório do Projeto Final / Dissertação do MIEM
Orientador no INEGI: Engenheiro Rui Neto
Orientador na FEUP: Prof. Jorge Lino
Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto
Mestrado Integrado em Engenharia Mecânica
Junho de 2014
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
i João Leite
Resumo A presente dissertação tem como objetivos o estudo de especificações de próteses articulares e
a análise de arquiteturas de sistemas de gitagem para fundição de prótese articulares pelo
processo de fundição por cera perdida.
O trabalho desenvolvido insere-se no projeto MEDCAST, desenvolvido pela Zollern & Comandita
em pareceria com o INEGI, tendo em vista o desenvolvimento de novas soluções na produção de
próteses médicas por fundição.
Para que sejam alcançados os objetivos, é feita uma revisão bibliográfica que foca nas
particularidades das próteses articulares e no processo de fundição por cera perdida, sendo
também feita uma descrição dos materiais metálicos utilizados no fabrico de próteses articulares.
São apresentadas e analisadas as normas relevantes, bem como as especificações de próteses
existentes no mercado.
Na parte prática da presente dissertação, são desenvolvidas arquiteturas de sistemas de gitagem
para três próteses diferentes. Duas das próteses são de joelho, sendo fornecidas pela Zollern &
Comandita enquanto a restante é de anca, sendo concebida internamente no INEGI. O vazamento
das arquiteturas desenvolvidas foi simulado em ProCast, acabando por se concretizar o
vazamento de algumas destas e análise das peças obtidas.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
ii João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
iii João Leite
Abstract This thesis aims to study the specifications of joint prostheses and aims to analyze different gating
systems for the production of joint prosthesis by the investment casting process.
This work is part of the MEDCAST project, developed by Zollern & Comandita in partnership with
INEGI, focusing on the development of new solutions for the production of cast medical
prostheses.
In order to achieve the purposed objectives, a literature review is performed focusing on the
peculiarities of joint prostheses and on the investment casting process. A description of the
metallic materials used in the manufacture of joint prostheses is also made. The standards and
specifications of existing prostheses found on the market are presented and analyzed.
In the practical part of this thesis, gating systems are developed for three different prostheses.
Two knee prostheses are provided by Zollern & Comandita while the third one is a hip prostheses
designed at INEGI. Pouring onto the developed gating systems was simulated using ProCast. Some
of the gating systems were cast and the resulting parts were analyzed.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
iv João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
v João Leite
Agradecimentos Quero expressar a minha gratidão para com o Eng.º Rui Neto, orientador no INEGI, por todos os
conhecimentos transmitidos e também pela forma sempre acolhedora com que me tratou ao
longo deste desafio.
Agradeço também ao Eng.º Jorge Lino, orientador na FEUP, por todas as sugestões dadas e pela
disponibilidade para esclarecimento de dúvidas que foram surgindo.
À equipa do INEGI - Eng.º Paulo Machado, Sertório Lares, Armanda Marques, Fernando Moreira,
Nuno Azevedo - por toda a colaboração dada. Agradeço em especial ao Eng.º Bártolo Paiva por
toda a energia transmitida, pela contribuição na construção das carapaças cerâmicas, na
realização de vazamentos e também por todas as dúvidas esclarecidas. Agradeço também à Eng.ª
Nannan Song pelas simulações valiosas que realizou.
Agradeço à Zollern & Comandita pelas peças cedidas e também pela informação disponibilizada
para a realização deste trabalho.
Quero também agradecer a todos os intervenientes do projeto MedCast que contribuíram de
modo direto ou indireto para o desenvolvimento desta dissertação.
Agradeço ao projeto Tooling Edge, desenvolvido no INEGI, que tem como objetivo o estudo dos
processos de fabrico considerados como prioritários no sector de Engineering Tooling.
Quero agradecer ao Dr. José Pinto de Freitas, coordenador da Unidade de Ortopedia e
Traumatologia do Hospital Lusíadas Porto, pela sua disponibilidade e pelos conhecimentos
transmitidos na área da ortopedia e também pela bibliografia disponibilizada.
O autor agradece atenciosamente o financiamento do Projeto SAESCTN-PII&DT/1/2011 co-
financiado pelo Programa Operacional Regional do Norte (ON.2 - O Novo Norte), segundo o
Quadro de Referência Estratégico Nacional (QREN), através de Fundo Europeu de
Desenvolvimento Regional (FEDER).
Por fim, agradeço à minha família e amigos por me terem apoiado ao longo deste grande desafio
que foi a realização desta dissertação.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
vi João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
vii João Leite
Índice de conteúdos 1 - Introdução ................................................................................................................................ 1
1.1 - Introdução ao tema ............................................................................................................... 1
1.2 - Enquadramento ..................................................................................................................... 1
1.3 - Objetivos da dissertação ........................................................................................................ 1
1.4 - Abordagem ............................................................................................................................ 1
1.3 - Projeto MEDCAST - INEGI/ZCP ............................................................................................... 2
2 - Próteses articulares .................................................................................................................. 5
2.1 - História e desenvolvimento ................................................................................................. 10
2.2 - Soluções construtivas .......................................................................................................... 13
2.3 - Normalização de próteses ................................................................................................... 17
2.5 - Metodologia de desenvolvimento ....................................................................................... 21
2.6 - Desafios atuais ..................................................................................................................... 22
3 - Materiais metálicos para próteses articulares ........................................................................ 25
3.1 - Aços Inoxidáveis .............................................................................................................. 27
3.2 - Ligas de Cobalto-Crómio .................................................................................................. 28
3.3 - Ligas de Titânio ................................................................................................................ 30
3.4 - Comparação das ligas ...................................................................................................... 32
4 - Processo de fundição por cera perdida .................................................................................. 35
4.1 - Caracterização do processo ................................................................................................. 36
4.2 - Obtenção de modelos para fundição .................................................................................. 39
4.3 - Arquitetura de sistemas de gitagem .................................................................................... 42
4.4 - Formação de carapaças cerâmicas ...................................................................................... 51
4.4.1 - Diagrama de Ellingham ................................................................................................. 51
4.4.2 - α-case ........................................................................................................................... 53
4.5 - Especificações ...................................................................................................................... 54
4.5.1 - Especificações conseguidas por fabricantes ................................................................. 54
4.5.2 - Especificações definidas por normas ............................................................................ 57
4.5.3 - Especificações de próteses comerciais ......................................................................... 60
5 - Parte experimental ................................................................................................................. 63
5.1 - Metodologia ........................................................................................................................ 63
5.2 - Modelos iniciais ................................................................................................................... 64
5.3 - Obtenção de ficheiros CAD .................................................................................................. 65
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
viii João Leite
5.4 - Projeto de moldes para injeção de ceras ............................................................................. 68
5.4.1 - Moldes em resinas carregadas ..................................................................................... 68
5.4.2 - Moldes maquinados em alumínio ................................................................................ 75
5.5 - Construção de cachos .......................................................................................................... 76
5.5.1 - Arquitetura de cachos .................................................................................................. 76
5.5.2 - Simulação de vazamentos ............................................................................................ 78
5.5.3 - Injeção de peças de cera .............................................................................................. 81
5.5.4 - Montagem de cachos ................................................................................................... 85
5.6 - Construção de carapaças cerâmicas .................................................................................... 86
5.7 - Descerificação e vazamento ................................................................................................ 88
5.8 - Análise de peças obtidas ..................................................................................................... 93
6 - Análise crítica do trabalho desenvolvido .............................................................................. 105
7 - Conclusões ............................................................................................................................ 107
8 - Trabalhos futuros ................................................................................................................. 109
Bibliografia ................................................................................................................................. 111
Anexos ....................................................................................................................................... 115
Anexo A...................................................................................................................................... 117
Anexo B ...................................................................................................................................... 121
Anexo C ...................................................................................................................................... 125
Anexo D ..................................................................................................................................... 131
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
ix João Leite
Índice de Figuras Figura 1 - Aplicação de próteses articulares. ................................................................................. 5
Figura 2 - Estrutura de uma articulação sinovial. ........................................................................... 6
Figura 3 - Tipos de articulações sinoviais e graus de liberdade associados. .................................. 7
Figura 4 - Secção frontal da articulação do ombro. ....................................................................... 7
Figura 5 - Secção frontal da articulação da anca direita. ............................................................... 8
Figura 6 - Secção sagital da articulação do cotovelo direito. ......................................................... 8
Figura 7 - A: vista posterior profunda da articulação do joelho direito; B: secção sagital da
articulação do joelho direito. ......................................................................................................... 8
Figura 8 - A: angiograma duma cabeça de fémur esquerda em estado avançado de
osteoartrite num individuo com 76 anos de idade; note-se a elevada densidade de vasos
sanguíneos dilatados na zona que absorve mais esforços; B: angiograma da cabeça do
fémur direita do mesmo individuo; há menor concentração de vasos sanguíneos sendo a
articulação praticamente isenta de osteoartrite; C: radiografia de articulação da anca
direita afetada por osteoartrite de indivíduo de 78 anos. ............................................................. 9
Figura 9 - Prótese articular total de joelho concebida por Themistocles Glück. .......................... 10
Figura 10 - Prótese para anca de Charnley. ................................................................................. 11
Figura 11 - A: prótese anatómica duocondilar com ligamentos cruzados; B: prótese
funcional duopatelar sem ligamentos cruzados. ......................................................................... 12
Figura 12 - A: gama de perfis tibiais da linha Persona Knee da Zimmer; B: diferença de
perfis femorais entre o sexo masculino e o sexo feminino. ......................................................... 16
Figura 13 - A: simulação no AQ Fit Program, a prótese standard não encaixa; B: prótese à
medida com bom ajuste; C: componente acetabular com fixação por parafusos e um pino
interior (não introduzido na pélvis); D: componente acetabular com estrutura porosa na
superfície. .................................................................................................................................... 22
Figura 14 - Microestruturas do aço inoxidável 316. .................................................................... 28
Figura 15 - A: microestrutura da liga Haynes 21 após fundição; B: micrografia da liga
Haynes 21 após envelhecimento; C: microscopia eletrónica de varrimento da amostra da
imagem B. .................................................................................................................................... 29
Figura 16 - Microestruturas de Ti6Al4V. ...................................................................................... 31
Figura 17 - Vista esquemática de prensa hidráulica de forjamento............................................. 35
Figura 18 - Esquema de máquina de fabrico aditivo por EBM. .................................................... 36
Figura 19 - Moldação em bloco e moldação em carapaça. ......................................................... 37
Figura 20 - A: pás de turbina aeronáutica monocristalina oca em corte; B: turbina de
turbocompressor de motor automóvel em aço; C: componente da parede da câmara de
combustão de turborreator; D: componente femoral de uma prótese de joelho. ...................... 38
Figura 21 - Sequência do processo de fundição por cera perdida. .............................................. 38
Figura 22 - Fluxograma de metodologias de obtenção de peças de modelos perdidos para
fundição ....................................................................................................................................... 39
Figura 23 - A: Nikon Altera 12.10.8; B: sonda de contacto medindo impulsor. ........................... 40
Figura 24 - GOM Atos Triple Scan. ............................................................................................... 40
Figura 25 - A: molde obtido por fabrico aditivo; B: molde de silicone com pá de turbina
em cera; C: molde de alumínio; D: molde de resina com pós de alumínio. ................................. 42
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
x João Leite
Figura 26 - A: sistema de gitagem simples; B: sistema de gitagem com isolamento de fibra
de vidro no topo; C: sistema de gitagem com isolamento de fibra de vidro no topo e
refrigeração no fundo. ................................................................................................................. 45
Figura 27 - Simulações em ProCast da formação de rechupes (manchas pretas); A: sistema
de gitagem simples; B: sistema de gitagem com isolamento; C: sistema de gitagem com
isolamento e refrigeração. ........................................................................................................... 45
Figura 28 - Esquerda: solidificação curta lamelar; Direita: solidificação longa globular. ............. 46
Figura 29 - Prótese de anca antes da otimização; A: gradiente térmico; B: presença de
porosidade e fratura por fissuração a quente; C: vazamento de Co-Cr; D: peça em corte
obtida com defeitos internos. ..................................................................................................... 48
Figura 30 - Otimização da prótese de anca; A: gradiente térmico; B: presença de defeitos
apenas no topo da pia de vazamento (zona roxa indica ausência de defeitos); C:
vazamento de Co-Cr em carapaça com isolamento no sistema de gitagem; D: peça em
corte obtida isenta de defeitos. ................................................................................................... 49
Figura 31 - 1ª iteração; A: pia de vazamento; B: rechupes (manchas amarelas) no interior
das próteses. ............................................................................................................................... 50
Figura 32 - 2ª iteração; A: segunda pia mais massiva e com alimentação mais direta; B:
formação de rechupes (manchas amarelas) no interior das próteses. ........................................ 50
Figura 33 - 3ª iteração; A: terceira pia mais massiva; B: formação de rechupes (manchas
amarelas) sem isolamento; C: rechupes apenas na pia de vazamento após aplicação de
isolamento. .................................................................................................................................. 51
Figura 34 - Diagrama de Ellingham para vários compostos químicos. ......................................... 52
Figura 35 - Microestrutura da liga Ti-10V-2Fe-3Al; A: carapaça de ZrO2-Y2O3; B: carapaça
de ZrO2-CaO; C: carapaça cerâmica de Y2O3. ............................................................................... 53
Figura 36 - Designação normalizada das dimensões de um componente femoral de haste
reta típico para próteses articulares da anca............................................................................... 58
Figura 37 - Fluxograma da produção do componente de próteses de joelho segundo as
especificações técnicas resultantes do contrato entre a e a Zollern. ................................... 60
Figura 38 - . ......................................................................................................................................
Figura 39 - Excerto de um desenho de definição de um componente femoral duma
prótese de joelho apresentando uma vista de perfil cotada e algumas informações
relativas a tolerâncias, material e rugosidade. ............................................................................ 62
Figura 40 - Fluxograma da metodologia adotada para o trabalho experimental......................... 63
Figura 41 - A: desenho de definição do componente femoral da prótese da anca; B: vista
isométrica em SolidWorks. .......................................................................................................... 64
Figura 42 - Modelo em cera do componente tibial duma prótese de joelho da ZCP................... 65
Figura 43 - A: cacho cedido pela ZCP; B: peça fundida do componente femoral duma
prótese de joelho após remoção do cacho. ................................................................................. 65
Figura 44 - A: scan 3d; B: luz azul do scanner incidindo na peça pintada com pontos de
referência aplicados; C: processamento no software ATOS Professional. ................................... 66
Figura 45 - A: defeito do scan 3d; modelação em 3-mactic; B: superfície da peça original
isenta de defeitos; C: correção do defeito (a azul). ..................................................................... 67
Figura 46 - A: modelação CAD do componente tibial; B: modelação CAD do componente
femoral. ....................................................................................................................................... 67
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
xi João Leite
Figura 47 - Sequência de criação dum mole de injeção de ceras em resinas carregadas
tendo como ponto de partida um modelo duma peça em CAD. ................................................. 68
Figura 48 - A: canal de gitagem; B: junção do canal de gitagem à superfície da peça de
modo a ser possível distinguir-se a superfície plana da peça e o arredondamento da
aresta do canal de gitagem; C: pia de vazamento para componentes femorais de próteses
de anca existente no INEGI. ......................................................................................................... 69
Figura 49 - As duas metades da peça da anca com cavidades para pinos e canal de
gitagem. ....................................................................................................................................... 70
Figura 50 - A: 3D Systems Viper si2 SL; B: peça madre do componente femoral da anca
obtida por SL; C: construção da caixa para a primeira meia moldação; D: caixa da meia
moldação após vazamento da resina........................................................................................... 72
Figura 51 - Molde para injeção de ceras do componente femoral da anca. ................................ 73
Figura 52 - A: definição do plano de apartação e de duas cavidades para os pinos de
guiamento em SolidWorks; B: peça madre obtida por fabrico aditivo SL. ................................... 73
Figura 53 - Molde para injeção de ceras do componente tibial do joelho................................... 74
Figura 54 - A: molde com 4 placas moldantes; B: molde com 3 placas moldantes e pinos
guia. ............................................................................................................................................. 74
Figura 55 - A: resinas carregadas para reforço estrutural; B: molde fechado; C: molde
aberto. ......................................................................................................................................... 75
Figura 56 - Vista em corte do meio molde inferior da peça da tíbia mostrando o canal de
injeção. ........................................................................................................................................ 75
Figura 57 - Molde do componente tibial à esquerda e molde do componente femoral à
direita. ......................................................................................................................................... 76
Figura 58 - Detalhe do encosto entre meios moldes. .................................................................. 76
Figura 59 - Arquiteturas de cachos para fundição e respetivas designações............................... 77
Figura 60 - Resultados da simulação da geometria A2 obtidos no ProCAST. ............................... 79
Figura 61 - Resultados da simulação da geometria A3 obtidos no ProCAST. ............................... 79
Figura 62 - Resultados da simulação da geometria T1 obtidos no ProCAST. ............................... 80
Figura 63 - Resultados da simulação da geometria J1 obtidos no ProCAST. ................................ 80
Figura 64 - Fenómeno de descontinuidade do escoamento na geometria A2. ........................... 81
Figura 65 - A: cilindro de injeção; B: válvula reguladora de pressão; C: molde da pia de
vazamento média; D: molde do canal de alimentação de secção quadrada. .............................. 83
Figura 66 - A: defeito de enchimento; B: defeito superficial causado pela indentação no
molde; C: arranjo da indentação por preenchimento com cera; D: peça sem defeito
superficial após arranjo da cavidade moldante. .......................................................................... 84
Figura 67 - A: fuga de cera para plano de apartação; B: mal cheio na base do pino; C: vista
superior após modificações do molde; D: vista inferior após modificações do molde; E:
modificações no molde do componente femoral do joelho. ....................................................... 85
Figura 68 - A: ferro de soldar; B: junção incompleta; C: junção com cera cola e
arredondamento de arestas. ....................................................................................................... 86
Figura 69 - A: cacho J2; B: cacho A4; C: cacho T1. ....................................................................... 86
Figura 70 - A: Imersão de cacho em tina rotativa com barbotinas; B: mergulho em tina
com partículas cerâmicas fluidizadas; C: secagem de carapaças. ................................................ 88
Figura 71 - A: forno para descerificação por flash firing; B: forno para sinterização; C:
forno para pré-aquecimento. ...................................................................................................... 89
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
xii João Leite
Figura 72 - A: carapaça A1 inutilizada após descerificação; B: fissura. ........................................ 89
Figura 73 - Carapaças descerificadas e respetivas designações. ................................................. 90
Figura 74 - A: carapaça A2 com revestimento a fibra de vidro; B: forno de indução em
cadinho frio com levitação........................................................................................................... 90
Figura 75 - A: controlos; B: monitorização do controlador de potência e mostradores das
temperaturas em baixo; C: vista do topo do forno com cadinho incandescente e
termómetro a para medição da temperatura do metal no interior do cadinho. ......................... 91
Figura 76 - Fratura na carapaça A4. ............................................................................................. 92
Figura 77 - A: cacho T1 após abate e remoção das peças que ficaram completamente
cheias; B: vista laterial do cacho T1 evidenciando a falha de enchimento; C: peça após
separação do cacho por corte; D: peça em estado bruto de vazamento. ................................... 93
Figura 78 - Peças do cacho T1 após granalhagem. ...................................................................... 93
Figura 79 - Amostra 1 e amostra 2. ............................................................................................. 95
Figura 80 - Microscopias óticas da microestrutura da amostra 1; A: na periferia; B: no
interior. ........................................................................................................................................ 96
Figura 81 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 1; A: microporosidade (≈500
μm) na extremidade da haste; B: microporosidade de grandes dimensões (≈500 μm) na
proximidadede da periferia. ....................................................................................................... 96
Figura 82 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 1; A: microporisidades (≈500 μm
e ≈100 μm) no interior; B: microporosidade (≈500 μm) na periferia. ......................................... 97
Figura 83 - Microscopias óticas da microestrutura da amostra 2; A: na periferia com régua
graduada em mm; B: no interior. ................................................................................................ 97
Figura 84 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2; A: no interior; B:no interior
com técnica de polarização. ........................................................................................................ 98
Figura 85 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2; A: no interior; B:no interior;
C: no interior. ............................................................................................................................... 98
Figura 86 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2; A: microporisidades na
periferia; B: microporosidade (231 μm). ..................................................................................... 99
Figura 87 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2; A: microporisidade (57 μm);
B: microporosidade (≈20 μm). ..................................................................................................... 99
Figura 88 - A: detalhe da aresta do patamar da peça fundida sendo visíveis alguns defeitos
superficiais; B: CAD da geometria original mostrando a aresta viva do patamar. ..................... 100
Figura 89 - A: defeito superficial na aresta do patamar da peça fundida; B: CAD da
geometria original. .................................................................................................................... 101
Figura 90 - Variação dimensional da peça obtida relativamente à geometria original; vista
frontal. ....................................................................................................................................... 102
Figura 91 - Variação dimensional da peça obtida relativamente à geometria original; vista
por trás. ..................................................................................................................................... 103
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
xiii João Leite
Índice de Tabelas Tabela 1 - Interfaces utilizadas nas próteses de anca. ................................................................. 14
Tabela 2 - Análise dos materiais utilizados pela Smith and Nephew. .......................................... 17
Tabela 3 - Propriedades mecânicas do osso cortical humano segundo a direção
longitudinal. ................................................................................................................................. 26
Tabela 4 - Composição do 316L segundo ISO 5832-1. ................................................................. 27
Tabela 5 - Composição química das principais ligas de Co-Cr. ..................................................... 29
Tabela 6 – Designação, normas e composição química dos Titânios usadas em implantes;
A qualidade ELI do Ti6Al4V apenas é definida pela norma ASTM. ............................................... 32
Tabela 7 - Propriedades mecânicas de ligas comerciais. ............................................................. 33
Tabela 8 - Comparação dos tipos de ligas. ................................................................................... 34
Tabela 9 - Comparação entre diferentes processos de obtenção de moldes para injeção
de ceras. ...................................................................................................................................... 41
Tabela 10 - Categorias de precisão da diretiva VDG P 690. ......................................................... 55
Tabela 11 - Níveis de precisão de acordo com o tipo de material. .............................................. 55
Tabela 12 - Tolerâncias lineares (todas os valores em mm). ....................................................... 56
Tabela 13 - Rugosidades superficiais para os materiais do grupo D e grupo T. ........................... 57
Tabela 14 - Limites dos fornos de vácuo para fundição de ligas reativas da Zollern ................... 57
Tabela 15 - Caracterização da liga Ti6Al4V trabalhada segundo as normas da ISO e da
ASTM. .......................................................................................................................................... 59
Tabela 16 - Cálculo do módulo. ................................................................................................... 69
Tabela 17 - Cálculos dos rendimentos volumétricos de cada geometria; os valores não
resultantes de fórmulas foram medidos em SolidWorks. ............................................................ 78
Tabela 18 - Parâmetros de simulação. ......................................................................................... 78
Tabela 19 - Parâmetros de injeção de ceras. ............................................................................... 83
Tabela 20 - Metodologia para formação de carapaças cerâmicas e valores obtidos para a
viscosidade, pH e densidade das barbotinas. .............................................................................. 87
Tabela 21 - Comparação de massas de cachos com o limite do forno; o valor usado para a
massa volúmica do Ti6Al4V está na Tabela 7; para a massa de metal necessária sem
enchimento da pia, subtraiu-se Vpia ao Vtotal da Tabela 17, convertendo-se para massa
através da massa volúmica. ......................................................................................................... 92
Tabela 22 - Resultados da análise por espectrometria. ............................................................... 94
Tabela 23 - Comparação entre propriedades mecânicas mínimas e valores obtidos por
ensaio de tração. ......................................................................................................................... 94
Tabela 24 - Caracterização da superfície de acordo com as normas. ........................................ 100
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
xiv João Leite
Índice de Gráficos Gráfico 1 - Microdurezas em função da distância à superfície. ................................................... 54
Gráfico 2 - Expansão térmica do Ti6Al4V. .................................................................................... 71
Gráfico 3- Microdurezas (HV) no patamar e na haste das duas amostras em função da
distância à superfície (mm). ....................................................................................................... 101
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
1 João Leite
1 - Introdução 1.1 - Introdução ao tema O aumento da esperança média de vida tem apresentado novos desafios à comunidade científica.
Um dos desafios, inserido no contexto da medicina, é o tratamento de articulações afetadas por
osteoartrite, cuja incidência é mais elevada em indivíduos de idade avançada. Como forma de
aumentar a qualidade de vida dos indivíduos que padecem dessa condição física, é frequente a
substituição das articulações afetadas, por próteses articulares - artroplastia de substituição. A
produção de próteses articulares envolve elevado rigor para que todas as especificações sejam
cumpridas sendo que este domínio é da responsabilidade da engenharia.
1.2 - Enquadramento A presente dissertação foi realizada como prova de conclusão do Mestrado Integrado em
Engenharia Mecânica da Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto, inserindo-se no
projeto MEDCAST. As partes envolvidas neste projeto são o INEGI (Instituto de Engenharia
Mecânica e Gestão Industrial) e a ZCP (Zollern & Comandita Portugal).
1.3 - Objetivos da dissertação O tema abordado é: “Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses
articulares”. Inseridos neste tema, são definidos dois objetivos fundamentais na realização
desta tese:
Estudo de especificações de próteses articulares segundo normas existentes;
Análise de arquiteturas de sistemas de gitagem para fundição de próteses pelo
processo de fundição por cera perdida.
Análise das peças obtidas em Ti6Al4V e comparação com as normas.
1.4 - Abordagem Tendo em conta os objetivos definidos, a abordagem utilizada foi a seguinte:
Capítulo 2 - Próteses articulares - é feita uma caracterização aprofundada das próteses
articulares abordando-se o aspeto médico, a evolução das próteses até aos dias de hoje
sendo caracterizadas as próteses articulares modernas. São focadas as normas relativas
a próteses articulares, bem como a metodologia de desenvolvimento de próteses e os
desafios atuais.
Capítulo 3 - Materiais metálicos para próteses articulares - neste capítulo são
caracterizadas as principais ligas pertencentes aos grupos dos aços inoxidáveis, ligas de
cobalto-crómio e ligas de titânio.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
2 João Leite
Capítulo 4 - Processo de fundição por cera perdida - este processo é caracterizado dando-
se ênfase a sistemas de gitagem. Outros aspetos como a obtenção de modelos perdidos
e carapaças cerâmicas são também abordados. Por fim é feita uma análise aprofundada
das especificações relativas à produção de próteses articulares segundo normas. São
também apresentadas especificações da produção de uma haste femoral de uma prótese
de anca, bem como aspetos relativos a empresas de fundição por cera perdida.
Capítulo 5 - Parte experimental - são descritos todos os passos experimentais utilizados
para a obtenção de próteses articulares pelo processo de fundição por cera perdida,
tendo como ponto de partida dois modelos de próteses cedidas pela ZCP e também um
modelo em CAD criado no INEGI. São também apresentadas simulações de vazamento
das diferentes arquiteturas de sistemas de gitagem desenvolvidas.
1.3 - Projeto MEDCAST - INEGI/ZCP A Zollern & Comandita Portugal (ZCP) é uma empresa especializada na fundição por cera perdida
cujo complexo fabril se situa na Maia. A ZCP resulta do investimento por parte do Grupo Zollern
da Alemanha realizado em finais de 1990.
Desde 1990 que a ZCP tem vindo a produzir componentes fundidos por cera perdida sendo eles,
na sua maioria, parte integrante de turbocompressores, como pás de turbina ou impulsores. Até
2007 apenas foram produzidos componentes em aço, sem controlo de atmosfera de fusão e
vazamento. Em 2007 foi introduzido um novo processo de fundição de impulsores em ligas de
alumínio sendo o principal colaborador na investigação e desenvolvimento o INEGI. Os projetos
que contribuíram para este novo processo de produção foram:
Turbocast – Desenvolvimento do processo de obtenção de impulsores para
turbocompressores em moldações de gesso em contra-gravidade sob vácuo.
Fundimp – Otimização do processo de obtenção de impulsores para turbocompressores
em moldações de gesso.
Vabimp – Desenvolvimento do processo de obtenção de impulsores para
turbocompressores por fundição de baixa pressão de liga de alumínio.
A fundição de impulsores em ligas de alumínio foi abandonada em 2012 pois o volume de vendas
não era significativo. Em 2011 a ZCP iniciou-se na produção de componentes em superligas de
níquel para as indústrias automóvel e aeronáutica sendo a fusão e o vazamento realizado em
vácuo. A investigação e desenvolvimento de componentes em superligas de níquel também teve
a colaboração do INEGI.
O projeto MEDCAST consiste no desenvolvimento de processos de fundição de próteses médicas
em ligas de Co-Cr e ligas de Ti de alta qualidade a preços competitivos. Esta nova oportunidade
de negócio surgiu devido às solicitações feitas pela e pela à casa mãe da Zollern, na
Alemanha, para que esta apresentasse novas soluções a nível de próteses.
A possibilidade de fundição de ligas reativas como as ligas de Co-Cr e Ti para a área médica poderá
colocar a ZCP numa posição privilegiada de empresas dotadas dessas capacidades, assegurando
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
3 João Leite
melhores perspetivas de negócio. Devido ao abandono da produção de impulsores em ligas de
alumínio há excesso de capacidade tanto a nível de infraestruturas como também de algum
equipamento de modo a acomodar a nova produção de próteses.
O projeto MEDCAST passa por algumas metas:
Projeto de câmaras de fusão em cadinhos frios como resultado da cooperação entre o
INEGI e a ZCP.
Obtenção de moldações testadas no INEGI com fusão e vazamento de próteses em ligas
de titânio, em atmosfera controlada, em cadinhos frios com teores de oxigénio dentro
do admissível, com níveis de defeitos aceitáveis e tecnologia pronta a ser transferida para
a ZCP.
Instalação na ZCP de uma câmara de fusão e vazamento com fusão em cadinhos frios
sendo a capacidade superior à do INEGI de modo a estimar-se os custos de produção de
modo mais realista.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
4 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
5 João Leite
2 - Próteses articulares Entende-se por prótese articular como sendo uma articulação artificial cujo objetivo é a
restituição das capacidades perdidas devido a doença ou deterioração dos componentes da
articulação original, tentando minimizar ou eliminar o sofrimento do paciente. Ao procedimento
cirúrgico de tratamento de articulações degeneradas, atribui-se a designação de artroplastia
(Davis 2003).
Nos dias de hoje existem soluções de próteses articulares para as principais articulações do corpo
humano, sendo possível melhorar significativamente a qualidade de vida do paciente. As
principais áreas de intervenção são as articulações da anca, dos joelhos, dos cotovelos e dos
ombros, como pode ser visto na Figura 1. Existem também próteses para as articulações das mãos
e dos pés, embora estas sejam pouco vulgares.
Figura 1 - Aplicação de próteses articulares; adaptado de (Wikipedia 2014b; Zimmer 2014b, 2014a; Integra 2014; Zimmer 2013b; DePuy 2014a, 2014b).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
6 João Leite
Anatomia de uma articulação saudável:
As articulações do corpo humano podem ser classificadas em três categorias (Enderle, Blanchard,
e Bronzino 2005):
Fibrosa: os ossos são ligados por tecidos fibrosos. Não permitem grandes movimentações
sendo caraterizadas por uma certa rigidez. Este tipo de articulações está presente nas
suturas do crânio.
Cartilaginosa: as cartilagens fazem a ligação entre os ossos permitindo movimentações
limitadas do tipo torsional ou de compressão. A coluna vertebral possui este tipo de
articulação nas ligações entre vértebras e também nas ligações entre as costelas e a
coluna vertebral.
Sinovial: são as articulações mais complexas do corpo humano pois permitem grande
liberdade de movimentos, estando presentes nos membros inferiores e superiores.
Neste tipo de articulações, as extremidades dos ossos estão cobertas por uma fina
camada de cartilagem articular (Figura 2). O líquido sinovial contido pela membrana
sinovial permite a lubrificação das superfícies da cavidade articular. Em algumas
articulações sinoviais, como é o caso das dos joelhos, existem estruturas
fibrocartilagíneas adicionais chamadas meniscos cuja finalidade é o aumento da
resistência da articulação (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
Figura 2 - Estrutura de uma articulação sinovial (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
Existem seis tipos de articulações sinoviais (Figura 3), consoante os graus de liberdade
associados a cada uma delas (Enderle, Blanchard, e Bronzino 2005).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
7 João Leite
Articulação plana
(artrodia)
Articulação em sela
(efipeartrose)
Articulação em roldana
(trocleartrose)
Articulação cilíndrica
(trocartrose)
Articulação esférica
(enartrose)
Articulação Elíptica
(condilartrose)
Figura 3 - Tipos de articulações sinoviais e graus de liberdade associados; adaptado de (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
As articulações do joelho e do cotovelo são em roldana enquanto que as articulações do ombro
e da anca são esféricas. Como pode ser visto na Figura 3, as articulações esféricas permitem um
amplo leque de movimentos em quase todas as direções. As articulações em roldana apenas
permitem a rotação segundo um eixo. Estes dois tipos de articulações são as mais importantes
para o estudo das próteses articulares. As figuras seguintes ilustram articulações saudáveis do
ombro, da anca, do cotovelo e do joelho, respetivamente:
Figura 4 - Secção frontal da articulação do ombro (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
8 João Leite
Figura 5 - Secção frontal da articulação da anca direita (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
Figura 6 - Secção sagital da articulação do cotovelo direito (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
Figura 7 - A: vista posterior profunda da articulação do joelho direito; B: secção sagital da articulação do joelho direito; adaptado de (Seeley, Stephens, e Tate 2003).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
9 João Leite
Razões para a artroplastia total:
A taxa de sucesso de uma artroplastia é função de inúmeras variáveis. Embora o procedimento
cirúrgico seja cada vez mais eficaz, nem todos os pacientes são elegíveis para este tipo de
intervenções cirúrgicas. É importante abordar-se as razões que levam à substituição de
articulações e também qual o tipo de pacientes que reúne condições de viabilidade para a
artroplastia.
A designação médica atribuída à degradação das cartilagens das articulações é osteoartrite (L.
Turek 1984). Esta condição é uma forma de artrite e tem maior incidência em indivíduos com
idade avançada. A osteoartrite provoca dor nas articulações afetadas, dificultando a
movimentação. A dor e desconforto estão relacionados com os detritos resultantes da
degradação da cartilagem que ficam alojados nas superfícies da articulação afetando as
características tribológicas do movimento relativo entre superfícies. A qualidade de vida do
indivíduo fica bastante afetada. O envelhecimento dos constituintes da cartilagem, como os
colagénios, reduz gradualmente as capacidades de absorção de cargas, assim como piora o
comportamento quando sob estados de tensão (L. Turek 1984). Além das causas relacionadas
com o envelhecimento do indivíduo, existem também outras causas associadas à osteoartrite,
algumas delas são: imperfeições nas superfícies articulares, necrose avascular e infeções (L. Turek
1984). A necrose avascular é caracterizada pela falta de irrigação sanguínea nas extremidades dos
ossos, causando a morte dos tecidos e degradação precoce da articulação. Outras razões que
contribuem para a degradação das cartilagens articulares são fruto das vivências do quotidiano
do indivíduo. Um estilo de vida mais ativo poderá ter um grande impacto na durabilidade das
articulações pois para além do maior desgaste, há também maior probabilidade de lesões
resultantes de impactos localizados nas articulações. Certo tipo de movimentos poderão
acentuar o desgaste das articulações ao haver uma distribuição instável de cargas, como poderá
acontecer às articulações dos joelhos ou das ancas. A menopausa também é uma causa que
contribui para a osteoartrite.
Embora as causas enunciadas possam provocar osteoartrite, é importante salientar que o modo
como cada uma delas interage, varia consoante o tipo de articulação.
Figura 8 - A: angiograma duma cabeça de fémur esquerda em estado avançado de osteoartrite num individuo com 76 anos de idade; note-se a elevada densidade de vasos sanguíneos dilatados na zona que absorve mais esforços; B: angiograma da cabeça do fémur direita do mesmo individuo; há menor concentração de vasos sanguíneos sendo a articulação praticamente isenta de osteoartrite; C: radiografia de articulação da anca direita afetada por osteoartrite de indivíduo de 78 anos; adaptado de (L. Turek 1984).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
10 João Leite
O principal fator limitante de uma artroplastia é a longevidade das soluções atuais. A longevidade,
nos casos em que a fixação é perfeita e as reações biológicas do indivíduo anfitrião são favoráveis,
está em função do desgaste das superfícies móveis. Deste modo a idade do paciente e a
esperança média de vida são variáveis importantes na decisão. Não existe uma regra fixa para a
decisão sobre a intervenção cirúrgica sendo que cada equipa de médicos-cirurgiões define um
critério. O tipo de paciente e a articulação em questão têm influência. A substituição total de uma
articulação é um procedimento bastante invasivo sendo usado em casos avançados de
osteoartrite, quando os outros tratamentos já não se apresentam como sendo alternativas
duradouras e eficazes. L. Turek (1984) defende que a substituição total da anca (total hip
replacement) deverá ser realizada em indivíduos de idade superior a 60 anos em que os
tratamentos alternativos menos invasivos já não são eficazes ou falharam. A tendência da idade
mínima tem vindo a diminuir pois a tecnologia tem vindo a evoluir.
Associadas à artroplastia total, estão as cirurgias de revisão que se realizam quando os
componentes da prótese estão demasiado desgastados ou há problemas de fixação como
próteses soltas. Estas cirurgias são largamente influenciadas pelas decisões tomadas na primeira
cirurgia de substituição como o tipo de fixação. O tipo de fixação da prótese ao osso tem grande
influência nas eventuais cirurgias de revisão. A fixação pode ser feita por cimentação, ou seja, a
prótese é cimentada ao osso, ou por não-cimentação, havendo ligação da superfície da prótese
ao osso por osteointegração. A fixação não-cimentada é preferível para indivíduos mais jovens
pois preserva melhor a estrutura óssea. Nos indivíduos com idade mais avançada realiza-se
fixação por cimentação pois a probabilidade de ser necessária uma revisão é mais remota.
2.1 - História e desenvolvimento Os primeiros registos de tentativas de utilização de implantes para articulações datam de 1891,
na Alemanha, por Themistocles Glück, que apresentou os seus resultados na 10ª Conferência
Médica Internacional, em Berlim (Knight, Aujla, e Biswas 2011). O trabalho pioneiro de
Themistocles Glück inicialmente caracteriza-se pela experimentação de diversos materiais em
animais, assim como transplantes de órgãos de cadáveres em humanos. De todos os materiais
testados, aquele que demonstrou melhores resultados foi o marfim. No dia 20 de Maio de 1890,
Themistocles Glück realizou a primeira artroplastia a um joelho (Figura 9), substituindo a
articulação original por uma prótese em marfim (Eynon-Lewis, Ferry, e Pearse 1992). Três
semanas depois, foi feita a substituição total de um pulso. A curto prazo os resultados obtidos
foram bastante bons, no entanto, a longo prazo registaram-se complicações devido a infeções,
tornando as próteses num fracasso (Eynon-Lewis, Ferry, e Pearse
1992). Themistocles Glück desenvolveu também próteses
articulares para o ombro, cotovelo, tornozelo e anca.
Em 1925, o cirurgião americano Marius Smith-Petersen criou a
primeira prótese de vidro que consistia numa meia esfera oca
que se posicionava no topo da cabeça do fémur possibilitando
movimentos suaves (Knight, Aujla, e Biswas 2011). Esta tentativa
não foi bem sucedida pois a prótese fraturou, no entanto, o
material era biocompatível. Após o estudo de diversos materiais
Figura 9 - Prótese articular total de joelho concebida por Themistocles Glück; adaptado de (Eynon-Lewis, Ferry, e Pearse 1992).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
11 João Leite
cerâmicos e polímeros primitivos como a celuloide, Marius Smith-Petersen e seus colegas
focaram os seus esforços na utilização de materiais metálicos (Knight, Aujla, e Biswas 2011;
Ratner et al. 2013). Em 1939 foi aplicada a primeira prótese articular em Vitallium, que é uma liga
comercial à base de Cobalto-Crómio-Molibdénio, já usada na medicina dentária até à altura. O
primeiro cirurgião a utilizar próteses articulares com interface metal-metal foi o cirurgião inglês
George McKee na década de 50, ao desenvolver próteses de anca constituídas por componente
femoral com canal longo e também componente acetabular (Knight, Aujla, e Biswas 2011). Apesar
deste tipo de interface mostrar bons resultados, os detritos metálicos resultantes do atrito
provocavam reações adversas como dor e inflamações sendo a designação médica do fenómeno
conhecida como metalose. Por esta razão, a popularidade deste tipo de interfaces diminuiu.
O grande desenvolvimento na artroplastia total da anca deu-se nos anos 60 quando Sir John
Charnley desenvolveu a artroplastia de baixo atrito (low friction arthroplasty). Charnley foi um
dos grandes responsáveis pelo desenvolvimento de conceitos fundamentais relacionados com
biomecânica, técnicas cirúrgicas, desenho de implantes (Figura 10), materiais e métodos de
fixação (L. Turek 1984). Muito do conhecimento de Charnley é usado nos dias de hoje. A prótese
de anca de Charnley possui os seguintes princípios (Moura Relvas 2007):
Componente femoral metálico com canal
femoral longo e esfera;
Esfera de pequeno diâmetro em aço
inoxidável;
Componente acetabular em UHMWPE
(ultra-high molecular-weight
polyethylene), o componente polimérico
também é designado por liner;
Fixação por cimentação com recurso a
PMMA (poly(methyl methacrylate));
A razão por trás do diâmetro reduzido da esfera é a diminuição da superfície de contato,
diminuindo o atrito, dando origem a uma redução de detritos em relação aos conceitos
desenvolvidos anteriormente. A fixação por cimentação de Charnley diminuiu a taxa de próteses
que se soltavam dos ossos.
Apesar do sucesso de Charnley ter definido a artroplastia total da anca moderna, foram feitos
outros avanços que surgem em resposta aos inconvenientes da fixação por cimentação. Por vezes
a utilização de cimento causa necrose dos tecidos circundantes e também provoca doenças como
a osteólise (Moura Relvas 2007). Foi na década de 1970 que surgiram as primeiras próteses não
cimentadas que recorriam a fixação com ajuste por interferência e superfícies otimizadas para a
fixação.
Após Themistocles Glück, as primeiras próteses de joelho são criadas na década de 1950 por
McKeever. Este tipo de prótese era apenas constituído por um componente metálico aplicado na
tíbia com o intuito de recriar a superfície de apoio. Durante as décadas de 1950 e 1960 o
Figura 10 - Prótese para anca de Charnley; adaptado de (Al Muderis 2013).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
12 João Leite
desenvolvimento de próteses para joelho divergiu, focando-se em próteses que apenas
permitem movimento restringido do tipo dobradiça e na substituição condilar (condylar
replacement) (Amendola et al. 2012). A substituição condilar distingue-se da alternativa ao haver
separação do componente tibial do componente femoral, ou seja, não existe ligação mecânica. A
primeira prótese de joelho condilar foi a de Freeman-Swanson, que surgiu no fim da década de
1960 no Imperial College de Londres. Esta prótese caracterizava-se por um componente femoral
metálico que rolava sobre um componente tibial em polietileno.
As soluções existentes até então apresentavam resultados insatisfatórios causados por falhas
mecânicas devido ao excesso de componentes e também eram frequentes as infeções. A
evolução que se sucedeu, deu origem a dois novos ramos de desenvolvimento provenientes da
substituição condilar, abandonando-se as próteses com restrições do tipo dobradiça (Amendola
et al. 2012). O primeiro ramo (Figura 11-A) consistia numa abordagem anatómica que tinha como
fundamento a preservação dos ligamentos existentes na articulação do joelho. A segunda
abordagem (Figura 11-B) tinha carater funcional, em que a biomecânica do joelho era simplificada
pela remoção dos ligamentos cruzados.
Figura 11 - A: prótese anatómica duocondilar com ligamentos cruzados; B: prótese funcional duopatelar sem ligamentos cruzados; adaptado de (Amendola et al. 2012).
A aplicação da primeira prótese da abordagem anatómica foi realizada por Yamamoto no Japão
em 1970. Esta prótese era constituída por um componente femoral anatómico numa liga de Co-
Cr e por um componente tibial em polietileno. O componente tibial possuía um corte central de
modo a acomodar os ligamentos cruzados. Até 1980 foram surgindo novos aperfeiçoamentos
apenas a nível de desenho. Em Janeiro de 1980 foi implantada a primeira prótese de joelho não
cimentada por Hungerford no hospital John Hopkins. A superfície que ligava ao osso era porosa,
permitindo a adesão. Em 1986 surgiu a prótese de Miller-Galante que permitia fixação com ou
sem cimento. A inovação desta prótese residia na camada superficial de fibra de titânio compósita
(titanium fiber composite) que permitia a adesão ao osso. A liga de titânio utilizada era a Ti6Al4V.
A fixação do componente tibial desta prótese era feito por meio de pernos e parafusos.
A primeira prótese fruto da abordagem funcional surgiu em 1973 em Nova Iorque e pode ser
vista na figura B, em cima. Esta prótese foi bem sucedida sendo por isso bastante utilizada. No
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
13 João Leite
entanto, esta prótese apresentava alguma tendência para deslocamentos e a amplitude de
movimento era limitada a 90⁰. Em 1978 surgiu a prótese de Insall-Burstein em que a possibilidade
de translação era limitada mecanicamente e o ligamento cruzado posterior era removido.
Quando o ângulo entre a tíbia e o fémur chegava aos 70⁰, criava-se uma ligação mecânica por
meio de uma came de forma a evitar-se deslocamentos. As evoluções seguintes que se deram
foram no sentido de aumentar a amplitude e liberdade de movimentos.
Na década de 1990, a comunidade científica focou-se na melhoria do polietileno (UHMWPE)
(Amendola et al. 2012). Até então a taxa de sobrevivência após 15 anos era de 94%. Pretendia-se
aumentar a longevidade, pois esta era limitada pelo polietileno que se desgastava por abrasão. A
partir de 1995 o processo de esterilização foi alterado, deixando-se de usar radiação gama pois
prejudicava as propriedades do polietileno. O método que passou a ser utilizado foi a esterilização
em atmosfera inerte através de plasma de gás de óxido de etileno.
2.2 - Soluções construtivas Atualmente existe uma panóplia considerável de soluções construtivas. Deste modo, a
caracterização das próteses modernas de acordo com o tipo de soluções empregues torna-se
relevante para a presente dissertação. A caracterização nem sempre é fácil pois cada fabricante
afirma que a sua tecnologia oferece os melhores resultados, por esta razão, algumas fontes são
contraditórias.
Tipo de interface:
Entende-se por interface como sendo a superfície articular entre cada um dos componentes da
prótese que estão em contacto permanente. Como na interface há movimento relativo, a
consequente existência de atrito torna-se um ponto fulcral de cada prótese articular pois é um
fator limitante da longevidade. Por esta razão, a seleção de materiais adequados é uma das
formas de aumento da longevidade. De acordo com a natureza dos materiais empregues, existem
quatro tipos de interfaces, sendo a caracterização feita na Tabela 1:
Metal-polímero;
Metal-metal;
Cerâmica-cerâmica;
Cerâmica-polímero;
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
14 João Leite
Tabela 1 - Interfaces utilizadas nas próteses de anca (Davis 2003).
Componente
femoral
Componente
acetabular Observações
Co-Cr Co-Cr
Elevada taxa de próteses soltas a curto prazo; novos
desenvolvimentos permitem a taxa de desgaste mais
reduzida;
Co-Cr UHMWPE Bastante utilizado; baixo desgaste;
Alumina/zircónia UHMWPE Taxa de desgaste muito baixa; a zircónia possui maior
resistência a impactos;
Alumina Alumina Esta combinação oferece taxa de desgaste mínima;
causa dor no paciente, não sendo utilizada nos EUA;
Ti6Al4V UHMWPE Elevado desgaste do UHMWPE causado pela
superfície do titânio;
Ti6Al4V com
revestimento UHMWPE Resistência ao desgaste melhorada;
Tipo de fixação:
Existem dois tipos de fixação dos componentes à estrutura óssea: por cimentação ou por não-
cimentação.
Na fixação por cimentação, o cirurgião recorre a cimento que cria uma ligação do tipo adesiva
entre a superfície da prótese e a superfície do osso que está em contacto. O elemento ligante
normalmente empregue é o PMMA, também conhecido como cimento ósseo (Moura Relvas
2007). A ligação cimentada permite estabilidade na transferência de carga entre a prótese e o
osso envolvente. Outra vantagem inerente a esta técnica reside no grau de precisão da criação
de encaixes nos ossos, pois é mais reduzido dado que o cimento permite compensar folgas
existentes. O tempo de recuperação para a fixação por cimentação é o menor. Como
desvantagens, a polimerização do cimento na proximidade de tecidos ósseos provoca necrose
(Moura Relvas 2007). Outras desvantagens devem-se à possibilidade de fissuração devido a
tensões residuais e descontinuidade de rigidez entre o osso e o cimento. A longevidade do
cimento ósseo é também um problema pois este degrada-se, surgindo fissuras e detritos.
A fixação de próteses sem recurso a cimento é possível com ajuste por interferência. Com o
decorrer do tempo, a ligação mecânica passa também a ser uma ligação biológica pois o osso
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
15 João Leite
circundante cresce, ligando-se ao componente da prótese, fenómeno esse que é conhecido por
osteointegração. As superfícies da interface prótese-osso deste tipo de fixação caracterizam-se
pela elevada rugosidade. Algumas das soluções construtivas empregues passam pela recriação
da estrutura trabecular do osso na interface prótese-osso. Este tipo de fixação requer maior
precisão na execução de encaixes nos ossos de modo a garantir que as cavidades criadas exercem
pressão contra as paredes da prótese, apertando-a. Por causa deste tipo de ajuste, há maior
possibilidade de ocorrência de fraturas ósseas. Como a quantidade de osso removido é menor,
este tipo de fixação será preferível para pacientes mais jovens pois preserva melhor a estrutura
óssea, que poderá ser relevante na eventualidade de futuras intervenções de revisão. Os tempos
de recuperação variam entre 6 a 12 semanas e geralmente são acompanhados por dor (Moura
Relvas 2007).
Nível de personalização:
Quanto maior for o nível de personalização, melhor será a taxa de sucesso a longo prazo de uma
determinada prótese. A capacidade de uma prótese se adaptar a um determinado indivíduo é
função do ajuste de parâmetros, não só geométricos como também a nível de soluções
construtivas.
A nível geométrico as próteses poderão ser concebidas especificamente para um indivíduo,
garantindo-se o melhor ajuste possível. A tese de doutoramento de (Moura Relvas 2007)
concretiza uma prótese de anca com a haste maquinada a partir da geometria do canal femoral
obtida in situ de uma ovelha. A nível de próteses articulares, o exemplo apresentado por (Moura
Relvas 2007) permite grande adaptação ao canal femoral do indivíduo. No mercado de próteses,
existem fabricantes que produzem próteses à medida para casos específicos. A empresa alemã,
AQ Implant, oferece a possibilidade de próteses para anca à medida do paciente (AQ Implants
2014). O processo utilizado chama-se AQI Process e inclui o projeto de hastes femorais e
componentes acetabulares personalizados. As principais tecnologias utilizadas são: tomografia
axial computadorizada, programas de CAD próprios e fabrico aditivo. Este processo de produção
é descrito na secção 2.5 da presente dissertação.
A generalidade dos modelos de próteses existentes no mercado estão disponíveis numa série de
tamanhos a adaptarem-se melhor à anatomia do paciente como pode ser visto na Figura 12-A.
Também têm vindo a ser desenvolvidas próteses articulares para indivíduos do sexo feminino,
nomeadamente próteses de joelho, de forma a colmatar as falhas na oferta existente que não
cobriam da melhor forma as particularidades da anatomia do corpo humano feminino. O
fabricante de equipamento médico americano, Zimmer, possui a linha e próteses para joelho
Gender Solutions® Natural-Knee® Flex (Figura 12-B), com geometrias próprias tanto para
indivíduos do sexo masculino como feminino (Zimmer 2009).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
16 João Leite
Figura 12 - A: gama de perfis tibiais da linha Persona Knee da Zimmer; B: diferença de perfis femorais entre o sexo masculino e o sexo feminino; adaptado de (Zimmer 2013a, 2009).
Certas próteses poderão ser ajustadas de acordo com o paciente. No caso particular de uma
prótese de anca, uma construção modular do componente femoral, permite a seleção da esfera
mais adequada em termos de diâmetro e de material.
Materiais e revestimentos:
Os materiais metálicos utilizados atualmente variam entre as ligas de Titânio, Cobalto-Crómio e
também aços inoxidáveis. A principal utilização dos materiais metálicos é nos componentes
estruturais das próteses. Também se utilizam ligas de Tântalo para revestimentos da interface
prótese-osso que simulam a estrutura trabecular óssea permitindo osteointegração. Os
polímeros utilizados são da família das poliolefinas e têm como principal função permitir
movimentações com reduzidos níveis de atrito entre componentes adjacentes. Um dos mais
utilizados é o UHMWPE (ultra-high molecular-weight polyethylene), o outro é o XLPE (highly cross-
linked polyethylene), que é mais moderno que o primeiro.
OXINIUM é a designação comercial para o material de base metálica e superfície cerâmica à base
de Zircónio desenvolvido pela Smith & Nephew. Este tipo de material é caracterizado pelo
substrato numa liga de 97.5 % Zircónio e 2.5% de Nióbio e pela superfície que é tratada
quimicamente de modo a que haja transformação do metal em cerâmica, resultando numa
superfície de Zircónia (Smith&Nephew 2014b). Este tipo de material alia a elevada dureza e
resistência característica dos cerâmicos ao comportamento à fratura típico dos metais. Outra
vantagem reside no conteúdo muito reduzido de níquel, tornando-se numa mais valia para
indivíduos com sensibilidade a este metal.
Alguns fabricantes usam materiais cerâmicos para os componentes que estão em contato
permanente e possuem movimento relativo como esferas para próteses de anca. Alguns desses
materiais cerâmicos são o Biolox Forte e o Biolox Delta, que são à base de alumina.
A caracterização detalhada dos principais materiais metálicos é exposta no capítulo 3 da presente
dissertação.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
17 João Leite
Tabela 2 - Análise dos materiais utilizados pela Smith and Nephew (Smith&Nephew 2014a, 2014b, 2014c, 2014d).
Nome
comercial
da prótese
Fabricante Tipo de produto Materiais usados
GENESIS II
Knee
System
Smith &
Nephew
Prótese completa
para joelho
Componente femoral em Co-Cr ou em
OXINIUM; Componente tibial em Ti6Al4V;
esferas de CoCr sinterizadas na superfície na
variante por fixação não cimentada;
R3
Acetabular
System
Smith &
Nephew
Esfera e
componente
acetabular para
próteses de anca
modulares
Esferas femorais em OXINIUM, CoCr, Biolox
Forte e Biolox Delta; Liner em XLPE;
Componente acetabular metálico como
revestimento poroso STIKTITE;
SPECTRON Smith &
Nephew
Componentes
femorais e esferas
para anca; Inclui
também
ferramentas
específicas para
cirurgia; Fixação
por cimentação;
Componente femoral em Co-Cr forjado
(ASTM F 799); Esferas em OXINIUM ou em
Co-Cr (ASTM F799);
SYNERGY Smith &
Nephew
Componentes
femorais e esferas
para anca; Inclui
ferramentas
específicas para
cirurgia;
Possibilidades de
fixação cimentada
e não cimentada;
Haste do componente femoral para fixação
não cementada em Ti6Al4V disponível em 3
revestimentos: revestimento poroso de
titânio comercialmente puro, Revestimento
de hidroxiapatite, revestimento poroso de
titânio comercialmente puro com camada de
hidroxiapatite;
Haste do componente femoral para fixação
cimentada em Co-Cr forjado;
Esferas em OXINIUM ou em Co-Cr (ASTM
F799);
2.3 - Normalização de próteses Para que uma prótese articular possa ser comercializada e aplicada por médicos-cirurgiões, é
necessário respeitar um conjunto de regras.
Na União Europeia, em 1985 foi criada uma resolução pelo concelho de ministros conhecida
como “Nova Abordagem”. O objetivo desta resolução é facilitar o mercado interno através de
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
18 João Leite
diretivas comunitárias que referem os requisitos essenciais de saúde, segurança e bem-estar de
pessoas e animais, de proteção do meio ambiente que os produtos devem cumprir e as formas
de comprovação da conformidade com esses requisitos. A nível nacional, as diretivas
comunitárias dão origem a decretos-lei, publicados em Diário da República. Em Portugal os
decretos-lei relativos a dispositivos médicos são:
Decreto-Lei n.⁰ 145/2009 de 17 de Junho
Decreto-Lei n.⁰ 258/2007 de 16 de Julho
Estes decretos-lei são resultantes das seguintes diretivas comunitárias:
Diretiva 90/385/CEE do Conselho, de 20 de Junho de 1990, relativa à aproximação das
legislações dos Estados-Membros respeitantes aos dispositivos medicinais implantáveis
ativos;
Diretiva 93/42/CEE do Conselho de 14 de Junho de 1993, relativa aos dispositivos
médicos;
Diretiva 2007/47/CE do Parlamento Europeu e do Conselho de 5 de Setembro de 2007,
que altera a Diretiva 90/385/CEE do Conselho relativa à aproximação das legislações dos
Estados-Membros respeitantes aos dispositivos medicinais implantáveis ativos, a Diretiva
93/42/CEE do Conselho relativa aos dispositivos médicos e a Diretiva 98/8/CE relativa à
colocação de produtos biocidas no mercado;
Diretiva 2005/50/CE da Comissão de 11 de Agosto de 2005, relativa à reclassificação das
próteses de substituição da anca, do joelho e do ombro, no âmbito da Diretiva 93/42/CEE
do Conselho relativa aos dispositivos médicos;
Os decretos-lei mencionados não definem parâmetros específicos relativos às próteses. Esse nível
de exigência é definido por normas. Na União Europeia, existem diversos organismos de
normalização, consoante a o tipo de atividades, produtos ou serviços a serem normalizados. O
organismo mais abrangente é o CEN, Comité Europeu de Normalização, que adota uma norma a
pedido da Comissão Europeia (EU-OSHA 2014). Deste modo obtém-se uma norma harmonizada,
ou seja, interpretada e adaptada tendo um caracter comunitário. Uma norma comunitária possui
um prefixo “EN” antes da designação da norma original. Cada país da União Europeia possui
organismos nacionais de normalização cuja finalidade é a coordenação da atividade normativa
nacional (CATIM 2014). As normas nacionais podem resultar da adoção de normas regionais ou
internacionais. Os organismos nacionais de normalização também possuem a capacidade de criar
novas normas, no entanto, na maior parte das situações, as normas resultantes apenas possuem
interesse nacional. Em Portugal, o organismo nacional de normalização é o IPQ (Instituto
Português de Qualidade) e a designação de cada norma por ele publicada é precedida pelo prefixo
“NP”. A avaliação de conformidade de produtos de acordo com as diretivas é feita através de
exames CE de tipo por organismos notificados. Existem diversos organismos notificados, mas nem
todos estão aptos a avaliar segundo qualquer diretiva.
O cumprimento de normas apenas é obrigatório mediante decretos-lei. Caso não seja obrigatória
a utilização de normas harmonizadas, o fabricante pode utilizar qualquer outra norma desde que
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
19 João Leite
prove de forma convincente que o seu produto atende às necessidades do cliente. A utilização
de outras normas poderá acarretar complicações do ponto de vista legal, na situação de acidente.
O processo de criação e produção de próteses envolve diversas áreas, deste modo, optou-se por
expor apenas as normas mais recentes que estão relacionadas com os processos de fabrico.
ISO 13485:2003 - Medical devices - Quality management systems - Requiremets for regulatory
purposes
Esta norma estabelece os requisitos de um sistema de gestão da qualidade de uma organização
que produz dispositivos médicos. A ISO 13485 é uma adaptação da ISO 9001 para o caso particular
das organizações que produzem ou fornecem dispositivos médicos. Em Portugal, a aplicação
desta norma está referenciada no artigo 31 número 4 do Capítulo X do Decreto-Lei n.⁰145/2009
do Diário da Republica.
ISO 5832 - Implants for surgery - Metallic materials
Este grupo de normas define as características dos materiais metálicos empregues no fabrico de
implantes e também os respetivos métodos de ensaio. Esta norma define composições químicas,
microestrutura, incluindo o tamanho de grão, fases presentes e limites de inclusões e define
também as propriedades mecânicas do material em diversos formatos (varão, chapa, fio…).
Part 1:2007 - Wrought stainless steel
Part 2:1999 - Unalloyed titanium
Part 3:1996 - Wrought titanium 6-aluminium 4-vanadium alloy
Part 4:1996 - Cobalt-chromium-molybdenum-tungsten-nickel alloy
Part 5:2005 - Wrought cobalt-chromium-tungsten-nickel alloy
Part 6:1997 - Wrought cobalt-nickel-chromium-molybdenum alloy
Part 7:1994 - Forgeable and cold-formed cobalt-chromium-nickel-molybdenum-iron
alloy
Part 8:1997 - Wrought cobalt-nickel-chromium-molybdenum-tungsten-iron alloy
Part 9:2007 - Wrought high nitrogen stainless steel
Part 11:1994 - Wrought titanium 6-aluminium 7-niobium alloy
Part 12:2007 - Wrought cobalt-chromium-molybdenum alloy
Part 14:2007 - Wrought titanium 15-molybdenum 5-zirconium 3-aluminium alloy
ISO 7206 - Implants for surgery - Partial and total hip joint prostheses
Part 1:2008 - Classification and designation of dimensions
Part 2:2011 - Articulating surfaces made of metallic, ceramic and plastic materials
Part 4:2010 - Determination of endurance properties and performance of stemmed
femoral components
Part 6:2013 - Endurance properties testing and performance requirements of neck region
of stemmed femoral components
Part 10:2003 - Determination of resistance to static load of modular femoral heads
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
20 João Leite
ISO 7207 - Implants for surgery - Components for partial and total knee joint prostheses
Part 1:2007 - Classification, definitions and designation of dimensions
Part 2:2011 - Articulating surfaces made of metal, ceramic and plastics materials
ISO 14242 - Implants for surgery - Wear of total hip-joint prostheses
Part 1:2012 - Loading and displacement parameters for wear-testing machines and
corresponding environmental conditions for test
Part 2:2000 - Methods of measurement
Part 3:2009 - Loading and displacement parameters for orbital bearing type wear testing
machines and corresponding environmental conditions for test
ISO 14243 - Implants for surgery - Wear of knee-joint prostheses
Part 1:2009 - Loading and displacement parameters for wear-testing machines with load
control and corresponding environmental conditions for test
Part 2:2009 - Methods of measurement
Part 3:2004 - Loading and displacement parameters for wear-testing machines with
displacement control and corresponding environmental conditions for test
ISO 14879 - Implants for surgery - Total knee-joint prostheses
Part 1:2000 - Determination of endurance properties of knee tibial trays
ISO 16087 - Implants for surgery - Roentgen stereophotogrammetric analysis for the
assessment of migration of orthopaedic implants
ISO 17853:2011 - Wear of implant materials - Polymer and metal wear particles - Isolation
and characterization
ISO 21534:2007 - Non-active surgical implants - Joint replacement implants - Particular
requirements
ISO 21535:2007 - Non-active surgical implants - Joint replacement implants - Specific
requirements for hip-joint replacement implants
ISO 21536:2007 - Non-active surgical implants - Joint replacement implants - Specific
requirements for knee-joint replacement implants
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
21 João Leite
2.5 - Metodologia de desenvolvimento A metodologia de desenvolvimento depende de vários fatores condicionantes de diversas
naturezas: possibilidades e limitações das tecnologias existentes, parâmetros estabelecidos por
normas, tipo de prótese que se pretende produzir, dimensão da série, também fatores
económicos, entre outros.
O AQI Process, desenvolvido e utilizado pela AQ Implant para a produção de próteses de anca à
medida, é composto pelas seguintes etapas (AQ Implants 2014):
1. Tomografia Axial Computadorizada: a geometria da estrutura óssea dos membros
inferiores do paciente é recolhida para que possa ser interpretada;
2. Projeto Biomecânico: a informação recolhida na TAC é processada através de um
software desenvolvido pela AQ Implants, sendo feito o projeto da biomecânica da
prótese. Posiciona-se o componente acetabular e o componente femoral e o programa
avalia a amplitude de movimentos da combinação utilizada. Se a amplitude de
movimentos não é satisfatória, os componentes são reposicionados, havendo uma nova
iteração.
3. Projeto da haste e do componente acetabular: o AQI Fit Program permite simular o ajuste
entre a haste do componente femoral e o canal femoral do osso. Inicialmente são
testadas hastes standard, passando-se para hastes à medida no caso das primeiras não
derem bons resultados. A haste à medida é criada com base na TAC realizada
inicialmente. Nesta etapa é também projetado o componente acetabular que poderá ser
à medida consoante o estado da estrutura pélvica, onde é feita a fixação deste
componente (Figura 13-C). Nesta fase, é decidido o posicionamento dos parafusos de
fixação do componente acetabular à estrutura pélvica. Em alguns casos em que o osso
pélvico está bastante danificado, são adicionados pinos de fixação ao componente
acetabular. Por fim, adiciona-se um revestimento poroso em todas as superfícies que
estarão em contato com o osso para promoção da osteointegração.
4. Coordenação: todo o processo de projeto de uma nova prótese é acompanhado pelos
médicos-cirurgiões. O software desenvolvido pela AQ Implant desempenha um papel
importante nesta etapa pois permite a visualização de todo o projeto.
5. Produção: são produzidos os componentes que foram projetados através de processos
de fabrico aditivo.
6. Cirurgia
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
22 João Leite
Figura 13 - A: simulação no AQ Fit Program, a prótese standard não encaixa; B: prótese à medida com bom ajuste; C: componente acetabular com fixação por parafusos e um pino interior (não introduzido na pélvis); D: componente acetabular com estrutura porosa na superfície; adaptado de (AQ Implants 2014).
O AQI Process da AQ Implant é um exemplo de metodologia para desenvolvimento de próteses
para anca à medida. A dimensão das séries de produção é reduzida a modelos únicos. Para séries
maiores, associadas a modelos standard, a metodologia é um pouco diferente pois os processos
de fabrico são também diferentes. Os processos aditivos dão lugar à fundição por cera perdida e
também ao forjamento. O projeto de novas próteses poderá ter como base, dados estatísticos
de modelos existentes bem conhecidos e estudados. A escolha da prótese certa dentro da gama
disponível do modelo é feita com base em imagens médicas como TACs que são processadas e
simuladas em software próprio à semelhança da metodologia da AQ Implant.
2.6 - Desafios atuais De um modo geral a evolução das próteses ortopédicas caminha no sentido de diminuir a idade
mínima para a realização da artroplastia, deste modo pretende-se aumentar a longevidade das
próteses articulares.
A nível de técnicas cirúrgicas há também evolução. A dimensão das incisões cirúrgicas é cada vez
menor, ou seja, a cirurgia é menos invasiva (Knight, Aujla, e Biswas 2011). A cirurgia de
substituição de anca assistida por computador já se realiza há mais de uma década. A utilização
de sistemas de mapeamento e posicionamento de instrumentos cirúrgicos permite melhorar a
precisão do posicionamento da prótese. Embora, estes avanços apresentem vantagens, ainda
não há dados estatísticos suficientes que permitem comprovar os efeitos benéficos da
intervenção assistida por computador (Knight, Aujla, e Biswas 2011). Como desvantagem, estas
técnicas aumentam a complexidade do procedimento e também os custos.
Um desafio importante na conceção de novas próteses é a recriação fiel do movimento da
articulação saudável. Este desafio é especialmente importante em próteses para joelho
(Amendola et al. 2012).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
23 João Leite
Atualmente registam-se avanços no domínio dos materiais. Uma das desvantagens de certas ligas
metálicas reside na reação adversa do anfitrião quando exposto a detritos resultantes do atrito.
Certas ligas são também impróprias para certos indivíduos pois alguns dos elementos de liga
provocam reações alérgicas nos indivíduos.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
24 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
25 João Leite
3 - Materiais metálicos para próteses articulares A substituição das articulações do joelho e da anca envolve procedimentos na anatomia do
paciente que não são reversíveis. Tanto no joelho como na anca, os ossos das articulações são
modificados de modo a acomodar os implantes. Pretende-se que a reparação das articulações
seja permanente, não sendo precisas futuras intervenções adicionais, de maneira a que o
paciente tenha o máximo conforto nas atividades quotidianas. A seleção de materiais adequados
é um dos fatores-chave para o sucesso a longo prazo. Para que tal aconteça é importante abordar-
se as condições químicas, mecânicas e biológicas às quais as próteses serão sujeitas quando
aplicadas no corpo humano.
A temperatura interna de um corpo humano saudável ronda os 37°C podendo ultrapassar os 40°C
em caso de febre. No caso de hipotermia, a temperatura do corpo humano pode ter valores
inferiores a 35°C (Wikipedia 2014a). Verifica-se que a temperatura não é uma condição exigente
pois é bastante inferior às temperaturas típicas de fusão das ligas metálicas utilizadas não
havendo qualquer perigo de fluência.
O PH dos fluidos do corpo humano que estão em contacto com os implantes tem como valor
saudável 7.4. Em caso de hematoma, os fluídos tornam-se ácidos, sendo que o PH pode descer
até 4.0 (Davis 2003).
Em termos de condições mecânicas, as ancas de um indivíduo com baixos níveis de atividade
física poderão ser solicitadas na ordem dos 1 × 106 a 2.5 × 106 ciclos por ano por anca. Para um
indivíduo com 20 a 30 anos de idade e esperança de vida entre os 70 a 80 anos isto equivale a
um número de solicitações na ordem de 108 ciclos (Davis 2003).
A par da resistência à fadiga, a resistência no limite de elasticidade e a resistência à rotura são
também características extremamente importantes a ter em conta no processo de seleção do
material para o implante. Pretende-se também que as próteses tenham um peso reduzido para
que não causem desconforto ao paciente, implicando dimensões mais reduzidas que as
estruturas ósseas que irão substituir. Dadas as dimensões mais reduzidas, os implantes poderão
ter que aguentar cargas superiores até cerca de 16 vezes o que as estruturas ósseas equivalentes
aguentam (Davis 2003). Através da análise Gait (estudo sistemático da locomoção) e da teoria de
contacto elástico de Hertz concluiu-se que em atividades quotidianas, os picos de tensão nas
articulações da anca (acetábulo e cabeça do fémur) variam entre 5.3 MPa e 11.9 MPa (DUAN et
al. 2005).
Para que a seleção das ligas metálicas a utilizar seja correta, é também importante conhecer-se
as propriedades mecânicas do osso humano. A Tabela 3 apresenta diversas propriedades
mecânicas do tecido ósseo cortical humano segundo a direção longitudinal. É de notar que o osso
humano é um material compósito e anisotrópico sendo constituído por dois tipos de tecidos com
funções e características distintas. O osso cortical é mais denso que o osso trabecular,
desempenhando um papel estrutural no esqueleto.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
26 João Leite
Tabela 3 - Propriedades mecânicas do osso cortical humano segundo a direção longitudinal (Edupack 2013).
Osso cortical humano
Massa volúmica (kg.m-3) 1.8 × 103 - 2.08×103
Módulo de Young (GPa) 18 - 26
Módulo de elasticidade ao corte (GPa) 4.5 - 6.7
Tensão limite de elasticidade (MPa) 90 - 144
Tensão de rotura (MPa) 135 - 167
Extensão após rotura (%) 0.6 - 1.4
Dureza (HV) 50 - 80
Resistência à fadiga a 107 ciclos (MPa) 23 - 80
Coeficiente de expansão térmica (μstrain/°C) 15 - 18
Embora seja desejável que o material do implante tenha características mecânicas iguais ou
superiores às do osso que vai substituir, no caso de uma rigidez demasiado elevada, esta torna-
se num inconveniente. Esta discrepância pode provocar, a longo prazo, degradação dos tecidos
ósseos danificando o ajuste entre o osso e o implante pois haverá uma descontinuidade de
comportamento quando o conjunto formado entre o osso e o implante é sujeito a solicitações
mecânicas. Este fenómeno é conhecido na literatura como “stress shielding”. Devido a este
fenómeno, o desenvolvimento e seleção de materiais para implantes ortopédicos tende a avançar
no sentido de aproximar os módulos de elasticidade dos materiais ao módulo de elasticidade do
osso humano (Davis 2003).
A escolha de materiais para implantes passa também pela caracterização a nível de
comportamento e resposta do corpo humano após a aplicação do implante. Define-se o conceito
de Biocompatibilidade como sendo a capacidade que um material tem para se comportar de
acordo com o anfitrião, segundo determinada aplicação (Davis 2003). O grau de
biocompatibilidade não é uma característica apenas intrínseca ao material, também depende do
tipo de aplicação médica. Para se averiguar o grau de biocompatibilidade existem diversos
ensaios normalizados que inserem na norma:
ISO 10993 - Biological evaluation of medical devices
A ASTM também possui normas relativas aos aspetos inseridos na biocompatibilidade:
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
27 João Leite
ASTM F719 - 81(2012) - Standard Practice for Testing Biomaterials in Rabbits for Primary
Skin Irritation
ASTM F720 - 13 - Standard Practice for Testing Guinea Pigs for Contact Allergens: Guinea
Pig Maximization Test
ASTM F981 - 04(2010) - Standard Practice for Assessment of Compatibility of Biomaterials
for Surgical Implants with Respect to Effect of Materials on Muscle and Bone
ASTM F1089 - 10 - Standard Test Method for Corrosion of Surgical Instruments
As ligas metálicas consideradas aceitáveis para o fabrico de implantes são listadas no anexo A da
seguinte norma:
ISO 21534:2007 - Non-active surgical implants - Joint replacement implants - particular
requirements
Tendo em conta as ligas listadas na norma ISO, apresentam-se de seguida os principais materiais
metálicos.
3.1 - Aços Inoxidáveis
Os aços inoxidáveis são ligas de ferro-carbono tendo como principal elemento de liga o Crómio,
em proporções superiores a 11%. A resistência à corrosão é a principal característica que os
distingue de outros tipos de aços. O aço inoxidável mais popular é a liga AISI 316L sendo a sua
composição química segundo a norma ISO 5832-1 apresentada na Tabela 4.
Tabela 4 - Composição do 316L segundo ISO 5832-1 (ISO 2007).
Designação
Comercial
Norma
ISO
Norma
ASTM
equivalente
Composição mássica ISO (%)
C Si Mn P S N Cr Mo Ni Cu
316L ISO
5832-1 ASTM F138 <0,030 <1,0 <2,0 <0,025 <0,010 <0,10
17,0 -
19,0
2,25 -
3,0
13,0 -
15,0 <0,50
O aço 316L é uma variante do aço 316 tendo uma percentagem de carbono mais reduzida e é
também fundida em vácuo (Davis 2003). É também um aço austenítico devido à influência do
Níquel. Este elemento de liga torna mais predominante a presença de ferrite, que é a forma
alotrópica cúbica de corpo centrado (body-centered cubic) do ferro. A ferrite tem propriedades
mecânicas inferiores às da austenite, que é a forma alotrópica cúbica de faces centradas (face-
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
28 João Leite
centered cubic) do ferro. Por esta razão, adiciona-se Níquel para que o aço seja austenítico à
temperatura ambiente (Ratner et al. 2013). A Figura 14 ilustra microestruturas de amostras do
aço 316 no estado recozido compostas por austenite. A imagem B da Figura 14 é relativa à
amostra da imagem A após estágio a 593 ⁰C durante 1000 horas e recozimento. As juntas de grão
ficaram mais definidas devido à precipitação de carbonetos de crómio (Cr23C6).
Figura 14 - Microestruturas (500X, picral e ácido hidroclórico) do aço inoxidável 316 com; A: estado recozido durante 30 min a 1079 ⁰C, matriz de austenite com vestígios de inclusões não metálicas; B: estado recozido após exposição a 593 ⁰C durante 1000 horas; adaptado de (ASM 1972).
Segundo a norma ISO 5832-1, a microestrutura no estado totalmente recozido deverá ser
composta apenas por grãos de austenite de tamanho não superior ao número 5 normalizado (ISO
2007).
A formação de carbonetos de crómio na junta de grão é indesejável pois, deste modo, não se
forma a camada de óxidos protetora (Cr3O2) dando origem a corrosão. O conteúdo reduzido de
carbono reduz a possibilidade de precipitação de carbonetos (Ratner et al. 2013).
Os aços inoxidáveis têm um grande número de aplicações na medicina: instrumentos, parafusos,
placas de fixação, implantes, entre outras. Apesar dos aços inoxidáveis austeníticos serem
resistentes à corrosão, estes oxidam em condições específicas como quando estão em ambientes
com níveis de oxigénio muito baixos. Isto traz problemas a longo prazo, sendo que estas ligas não
são a melhor opção para implantes permanentes (Davis 2003; NACE International 2010).
O níquel presente nos aços inoxidáveis tem estado na origem de problemas relacionados com
reações adversas dos pacientes. Por esta razão, a investigação de ligas alternativas sem níquel
tem vindo a ser desenvolvida. Estas ligas possuem níveis elevados de azoto apresentando-se
como alternativas melhores que o 316L não só em termos de resistência à corrosão como
também apresentam propriedades mecânicas superiores (Yang e Ren 2010).
3.2 - Ligas de Cobalto-Crómio As ligas de Cobalto-Crómio (Co-Cr) foram primeiro utilizadas no fabrico de implantes no anos 30
tendo sido introduzidas na medicina dentária. Só depois é que passaram também a ser utilizadas
como implantes ortopédicos.
As ligas de Co-Cr mais utilizadas na indústria de produção de próteses ortopédicas são as
seguintes:
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
29 João Leite
Tabela 5 - Composição química das principais ligas de Co-Cr; adaptado de (Davis 2003).
Designação
Comercial
Norma
ASTM
Norma ISO
equivalente
Composição mássica ASTM (%)
Cr Mo Ni Fe C Si Mn W P S Outro
s
Vitallium;
Haynes 21;
Co-28Cr-
6Mo para
fundição
ASTM
F75 ISO 5832-4
27,0 -
30,0
5,0 -
7,0 <1,00 <0,75 <0,35 <1,00 <1,00 <0,20
<0,02
0
<0,01
0
<0,25
N;
<0,30
Al;
<0,01
B
Haynes 25;
L-605; Co-
20Cr-15W-
10Ni
ASTM
F90 ISO 5832-5
19,0 -
21,0 -
9,0 -
11,0 3,00
0,05 -
0,015 <0,40
1,00 -
2,00
14,00
-
16,00
<0,04
0
<0,03
0 -
Co-28Cr-
6Mo para
forjamento
ASTM
F799
ISO 5832-
12
26,0 -
30,0
5,0 -
7,0 1,00 <0,75 <0,35 <1,00 <1,00 - - -
<0,25
N
A liga ASTM F75 é tipicamente processada por fundição enquanto a ASTM F799 é uma versão da
ASTM F799 otimizada para forjamento. A liga ASTM F90 difere da F75 pela presença adicional de
tungsténio e níquel. Estes dois elementos de liga aumentam a capacidade de aumento da
resistência mecânica da liga através de mecanismos de endurecimento por solução sólida. No
estado recozido, ambas as ligas possuem propriedades semelhantes.
A microestrutura da liga ASTM F75 obtida por fundição, como pode ser observada na imagem A
da Figura 15, caracteriza-se pela presença da fase α, rica em cobalto, e por carbonetos
interdendritícos, nas juntas de grão e também dispersos no interior de grãos. Os carbonetos
poderão ser de cobalto, crómio ou molibdénio, representados pela letra M. A formação de
carbonetos origina defeitos na matriz, impedindo deslocações, resultando num acréscimo da
resistência mecânica.
Figura 15 - A: microestrutura (200X, ataque eletrolítico em ácido clorídrico) da liga Haynes 21 após fundição, partículas de M7C3 dispersas na matriz α; B: micrografia (500X, ataque eletrolítico em ácido clorídrico) liga Haynes 21 após
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
30 João Leite
envelhecimento durante 24 horas a 760 ⁰C, partículas dispersas de M7C3, precipitados de M23C6 nas juntas de grão e também nos grãos da matriz α; C: microscopia eletrónica de varrimento (3000X, ataque eletrolítico em ácido clorídrico) da amostra da imagem B, partículas de M7C3 e M23C6 nas juntas de grão e dispersas nos grãos; adaptado de (ASM 1972).
3.3 - Ligas de Titânio
O titânio como elemento químico caracteriza-se pela sua baixa densidade (cerca de 60% da
densidade do ferro), elevada resistência mecânica (através de adição de elementos de ligas ou
por encruamento) e excelente biocompatibilidade. A resistência à corrosão é também muito boa
pois o titânio e as suas ligas possuem a capacidade de formar uma camada protetora de óxidos
mesmo estando expostas aos tecidos e fluidos do corpo humano (Davis 2003). A camada
protetora é maioritariamente constituída por TiO2 e possui uma espessura que varia entre 2 a 20
nm (Brunette et al. 2001). Quando comparadas segundo a resistência mecânica específica
(resistência mecânica/densidade), as ligas de titânio são bastante superiores às ligas de Co-Cr e
aos aços inoxidáveis (NACE International 2010).
As ligas de titânio podem ser caracterizadas em grupos consoante as formas alotrópicas que
presentes na microestrutura. O titânio puro possui duas formas alotrópicas distintas sendo elas
α e β, consoante a temperatura. A primeira forma alotrópica caracteriza-se por ter um arranjo
hexagonal compacto (hexagonal close packed) que é estável até aos 882±2⁰C. Para temperaturas
superiores, a forma alotrópica estável é β, sendo cúbica de corpo centrado (body-centered cubic).
A forma α caracteriza-se por conferir anisotropia às ligas maioritariamente constituídas por esta
estrutura cristalográfica (Leyens e Peters 2003). As propriedades mecânicas das ligas de titânio
variam consoante as proporções das duas formas alotrópicas que são conseguidas através de
elementos de liga que influenciam as temperaturas de transformação. Deste modo as ligas de
titânio dividem-se maioritariamente em α, α+β e β.
Uma das primeiras ligas a ser utilizada no fabrico de implantes foi a Ti6Al4V. Cerca de 45% da
produção de Titânio mundial é desta liga (Davis 2003). Esta liga é popular na indústria aeronáutica
sendo o seu comportamento mecânico bem conhecido, em particular a resistência à fadiga
(Leyens e Peters 2003). A microestrutura é constituída pelas fases α e β, como pode ser visto na
Figura 16. Arrefecimentos lentos produzem microestruturas com grãos de α definidos e β nas
juntas de grão. Quanto mais súbito for o arrefecimento, após estágios no domínio β, mais
assinalável será a presença produtos da fase β transformada, obviamente dependendo da
influencia dos elementos de liga nas temperaturas de transição entre fases. Os produtos da fase
β transformada variam entre estruturas aciculares, serrilhadas, lamelares e martensíticas, à
semelhança do que acontece nos aços. A imagem E da Figura 16 é proveniente da norma ISO
20160, que define microestruturas para titânios α+β destinados a implantes, sendo referenciada
pela ISO 5832-3, que define os parâmetros da liga Ti6Al4V. Uma das variantes da Ti6Al4V possui
a designação ELI significando extra low interstitials. Esta liga diferencia-se pela presença inferior
de elementos intersticiais (O,N e H) nas estruturas cristalográficas. A resistência mecânica desta
liga é um pouco inferior.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
31 João Leite
Figura 16 - Microestruturas de Ti6Al4V; A: (100X, reagente de Keller) estado pós-fundição contendo fase β transformada em α devido ao arrefecimento e α acicular; B: (200X, solução de 2% HF+10%HNO3+88%H2O) amostra de varão (⌀ 1″) recozida 2 hr a 704 ⁰C e arrefecida a ar contendo grãos alongados de fase α (claro) e fase β intergranular (escura); C: (200X, solução de 2% HF+10%HNO3+88%H2O) amostra de varão arrefecida em forno após 1 hr a 954 ⁰C (< temp. de transição β) revelando grãos de α equiaxiais (claro) e β (escuro) nas juntas; D: (250X, reagente de Kroll) amostra arrefecida em água forjada após forjamento 1038 ⁰C (> temp. de transição β) constituída apenas por martensite; E: microestrutura (200X, solução de 2% HF+10%HNO3+88%H2O) A3 da norma ISO 20160; A, B,C e D adaptados de (ASM 1972); E adaptado de (ISO 2006).
O titânio comercialmente puro (Ti CP) é também um biomaterial importante e foi também dos
primeiros a ser utilizado. Pertence ao grupo dos titânios α e representa cerca de 30% da produção
mundial de titânio. Existem quatro variantes deste titânio, diferenciando no conteúdo de ferro,
oxigénio e azoto, consequentemente traduzindo-se em propriedades mecânicas diferentes,
sendo a resistência mecânica maior, quando mais elevada for a categoria (grade).
Os titânios CP e os Ti6Al4V não foram especialmente desenvolvidos para aplicações médicas.
Embora estas ligas apresentem propriedades bastante interessantes como biomateriais, novas
ligas têm vindo a ser desenvolvidas especialmente para essa área. Estas ligas especializadas,
pretendem colmatar certas falhas das ligas já mencionadas. Uma das desvantagens da Ti6Al4V
reside na presença de elementos de liga tóxicos como o vanádio (Leyens e Peters 2003). Outro
dos problemas associados às ligas tradicionais reside no módulo de elasticidade
consideravelmente mais elevado que o do osso, provocando o fenómeno de stress shielding a
longo prazo. Dadas estas questões, novas ligas foram investigadas. O vanádio como elemento de
liga foi substituído por elementos alternativos como o nióbio, o molibdénio, o ferro ou o tântalo
(Leyens e Peters 2003). Algumas dessas ligas são: Ti-5Al-2.5Fe, Ti-12Mo-6Zr-2Fe, Ti-15Mo-3Nb-
3Al, Ti-6Al-7Nb, Ti-6Al-7Nb, Ti-13Nb-13Zr-5Ta e Ti-30Ta. As novas ligas são também
maioritariamente constituídas pela fase β, sedo o módulo de elasticidade mais baixo e próximo
do osso (Leyens e Peters 2003). Ion R. et al. (2014) analisou a liga Ti-23Nb-0.7Ta-2Zr-0.5N a nível
de resposta biológica comparando-a à Ti6Al4V (Ion et al. 2014). Para além dos elementos de liga
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
32 João Leite
alternativos ao vanádio e ao alumínio, esta liga possui um módulo de elasticidade da ordem dos
50 GPa, sendo bastante mais baixo que o módulo da Ti6Al4V (≈100 Gpa) e também próximo do
módulo do osso humano (18 a 26 GPa).
A Tabela 6 apresenta as composições químicas das principais ligas de titânio e também as normas
que as definem.
Tabela 6 – Designação, normas e composição química dos Titânios usadas em implantes; A qualidade ELI do Ti6Al4V apenas é definida pela norma ASTM (Brunette et al. 2001; TIMET 1999).
Designação
Comercial
Norma
ASTM
Norma
ISO
equival
ente
Composição mássica ASTM (%)
Al V Fe O C N H
Ti CP-1 ASTM
F67
ISO
5832-2 - - <0,20 <0,18 0,10 <0,03 <0,015
Ti CP-4 ASTM
F90
ISO
5832-2 - - <0,50 <0,40 <0,10 <0,05 <0,015
Ti6Al4V ASTM
F1108
ISO
5832-3 5,5 - 6,75 3,5 - 4,5 <0,20 <0,20 <0,10 <0,05 <0,015
Ti6Al4V ELI ASTM
F136 - 5,5 - 6,50 3,5 - 4,5 <0,25 <0,13 <0,08 <0,05 <0,012
3.4 - Comparação das ligas Para cada uma das normas, escolheu-se uma liga existente no mercado apresentando-se as
propriedades mecânicas e também as propriedades relevantes do ponto de vista do
processamento como as temperaturas de fusão e também os coeficientes de dilatação.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
33 João Leite
Tabela 7 - Propriedades mecânicas de ligas comerciais; Fontes: a- (TIMET 1999); b- (Carpenter 2000a); c - (Carpenter 2000b); d- (Carpenter 2000c); e- (Carpenter 1989); f- (Ratner et al. 2013); g- (ASTM 1987b); h- (ASTM 1987a).
Liga CP Titanium grade 2 (b)
CP Titanium grade 4 (c)
TIMET TIMETAL® 6-4
(a)
Carpenter BioDurTM CCM® (d)
Carpenter L-605 (e)
Norma ASTM F67 ASTM F67 ASTM F1472
ASTM F799/ ASTM F75/
ISO 5832-4
ASTM F90
Massa volúmica (Kg/m3)
4512 4512 4420 8276 9217
Coeficiente de expansão
térmica a 100⁰ (10-
6mm/mm.⁰C)
≈8.8 ≈8.8
Valor médio Valor médio Valor médio
0⁰ a 100⁰ - 9.0 20⁰ a 100⁰ -
13.2 21 a 316 - 13.7
20⁰ a 425⁰ - 9.4
20⁰ a 500⁰ - 14.1
21 a 538 - 15.0
20⁰ a 650⁰ - 9.7
20⁰ a 1000⁰ - 16.4
21 a 816 - 16.3
Módulo de elasticidade
(GPa) 103 103 107 - 122 241 243
Módulo de elasticidade ao
corte (GPa) n.d. n.d. 41 - 45 92.4 86.9
Tensão limite de elasticidade
(MPa) 335 - 545 480 - 635
Recozido: 827 - 828
ASTM F75 fundida (g):
>450
476 Solution Treat and Age: 999 -
1068
ASTM F799 (h): >827
Tensão de rotura (MPa)
335 - 545 655 - 690
Recozido: 895 - 896
ASTM F75 (g): >450
917 Solution Treat and Age: 1068
- 1137
ASTM F799 (h): >1172
Tensão limite de fadiga axial sem entalhes a
107 ciclos, R=Tmax/Tmin=-1
(MPa)
275 - 345 n.d.
Recozido: n.d. ASTM F75 fundida (f): 207 - 310
n.d. Solution Treat and Age: 430 -
700
ASTM F799 forjada a
quente (f): 600 - 899
Temperatura liquidus (⁰C)
1660 - 1671 1649 - 1671 1650 -
1660±14 1240 - 1470 1410 - 1440
Devido à elevada resistência mecânica, as ligas de Co-Cr são processadas pelo processo de
fundição por cera perdida ou por forjamento. Por forjamento é possível obter a máxima
resistência mecânica devido ao encruamento no caso de se realizar trabalho abaixo da
temperatura de recristalização. A fundição apresenta custos de processamento mais reduzidos
pois as peças obtidas são mais próximas das especificações finais, não necessitando de tantas
operações adicionais de remoção de excessos como no forjamento. Outro aspeto que distingue
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
34 João Leite
as peças produzidas por forjamento das produzidas por fundição é a microestrutura obtida, sendo
ela mais uniforme e com granulometria maior no caso da fundição. Também se pode recorrer
prensagem isostática a quente (hot isostatic pressing) para se diminuir a porosidade e melhorar
as propriedades mecânicas de peças obtidas por fundição tornando a microestrutura mais fina.
Este processo aumenta os custos das peças obtidas por fundição (Davis 2003).
A Tabela 8 permite obter uma perspetiva geral dos tipos de ligas abordados.
Tabela 8 - Comparação dos tipos de ligas; adaptado de: (Davis 2003).
Tipo de liga Aços inoxidáveis Ligas de Cobalto Ti e suas ligas
Vantagens Custos, disponibilidade,
facilidade de processamento
Resistência ao desgaste, resistência à corrosão, resistente à
fadiga
Biocompatibilidade, resistência à corrosão,
rigidez mínima, resistência à fadiga
Desvantagens Comportamento a
longo prazo, rigidez elevada
Elevada rigidez, biocompatibilidade
Resistência ao desgaste mais baixa, baixa
resistência ao corte
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
35 João Leite
4 - Processo de fundição por cera perdida No presente capítulo é feita uma descrição detalhada do processo de fundição por cera perdida
dando especial atenção à arquitetura de sistemas de gitagem, especificações conseguidas pelo
processo, especificações definidas por normas de próteses articulares e também especificações
de uma prótese existente no mercado. Antes da exposição dos temas referidos relativos ao
processo de fundição por cera perdida é feita um breve menção de outros processos alternativos,
também utilizados no fabrico de próteses articulares.
Os processos alternativos são o forjamento e os processos de fabrico aditivo. No forjamento, as
próteses são obtidas gradualmente por impacto de uma matriz superior em matéria prima no
estado sólido, estando esta posicionada no interior da matriz inferior com o formato pretendido
(ASM 1996). A temperatura da matéria prima tem um papel fundamental, pois quanto mais
elevada for a temperatura, maior será a ductilidade para a maior parte das ligas metálicas. A
obtenção do produto final requer vários forjamentos e são necessárias várias matrizes com
formatos graduais até à forma do produto final. O processo pode ser melhor compreendido
através da Figura 17.
Figura 17 - Vista esquemática de prensa hidráulica de forjamento (ASM 1996)
Os processos aditivos diferem de todos os outros processos de fabrico pois os modelos são
construídos apenas pela adição de material em camadas sucessivas (Lino Alves et al. 2001). O
modo como decorre o processo é automatizado, não requerendo operários especializados e tem
como ponto de partida um ficheiro num formato CAD. Uma das tecnologias particularmente
empregues no fabrico de próteses articulares é a EBM (electron beam melting). Nesta técnica um
feixe de eletrões funde camadas sucessivas de partículas metálicas (Figura 18).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
36 João Leite
Figura 18 - Esquema de máquina de fabrico aditivo por EBM (ARCAM 2014).
4.1 - Caracterização do processo O processo de fundição por cera perdida (investment casting) é um processo de fundição de
precisão. Na sua designação está patente a criação de componentes de uma só vez tendo como
ponto de partida metal no estado líquido que solidifica, adquirindo a geometria interna de uma
cavidade moldante cerâmica não havendo operações intermédias de remoção de material como
a maquinagem ou operações de conformação plástica (Beeley 2001). A particularidade que
distingue este processo de fundição dos restantes reside na aplicação de barbotinas cerâmicas
nas peças de cera de forma a criar-se uma moldação cerâmica, sendo as peças de cera destruídas
para que se possa vazar o metal para o interior. A desmoldagem é possível pois as carapaças não
são permanentes.
É importante distinguir as duas variantes de fundição por cera perdida. A diferença reside no tipo
de moldação, podendo ser em bloco (block mold process) ou então em carapaça cerâmica
(ceramic shell process), como pode ser visto na Figura 19. O segundo método é mais recente e
também o mais popular sendo o mais relevante para a presente dissertação (Twarog et al. 1993).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
37 João Leite
Figura 19 - Moldação em bloco e moldação em carapaça; adaptado de (Beeley 2001).
A fundição por cera perdida apresenta um vasto leque de vantagens tornando-se num processo
de fabrico de eleição para determinado tipo de componentes. Algumas das vantagens são:
Liberdade de geometrias superior à dos outros processos;
Especificações das peças obtidas próximas das finais (near net shape) necessitando de
menos operações de acabamento do que quando fabricadas por outros processos;
Idealmente não há limites na escolha da liga metálica a vazar;
Elevada precisão dimensional;
Reprodução fiel de detalhes complexos;
Possibilidade de geometrias internas através de machos cerâmicos;
A elevada precisão dimensional está associada ao facto de não haver plano de apartação, ou seja,
as carapaças cerâmicas diferem das moldações convencionais pois são apenas constituídas por
um componente, enquanto as moldações convencionais possuem no mínimo duas metades. A
não existência de plano de apartação também possibilita a fundição de geometrias complexas
que não poderiam ser fundidas com recurso a moldações permanentes. O facto de as carapaças
cerâmicas serem componentes unitários implica a sua destruição para que se efetue a
desmoldagem.
O tipo de liga que se pretende vazar está diretamente relacionado com o tipo de cerâmicas
empregues no fabrico da carapaça, deste modo, ao escolher-se cerâmicas adequadas é possível
fundir qualquer tipo de liga metálica, havendo ligas que apenas se fundem por este processo
como as ligas com elevado ponto de fusão. Este processo também é usado para ligas difíceis de
serem maquinadas ou forjadas. A elevadas temperaturas, certas ligas possuem grande afinidade
com os elementos químicos presentes na atmosfera. A fundição por cera perdida permite o
processamento deste tipo de ligas, no entanto, a fusão e o vazamento têm que ser efetuados em
atmosfera controlada, aumentando o nível de complexidade de todo o processo.
A nível de aplicações, este processo tem grande utilização nas indústrias aeronáutica, automóvel,
militar, entre outras, sendo alguns dos componentes mais fabricados (Figura 20) impulsores e pás
de turbinas, próteses maxilo-faciais, próteses articulares, próteses odontológicas. A fundição por
cera perdida também é um processo bastante utilizado na obtenção de peças de joalharia.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
38 João Leite
Figura 20 - A: pás de turbina aeronáutica monocristalina oca em corte; B: turbina de turbocompressor de motor automóvel em aço; C: componente da parede da câmara de combustão de turborreator; D: componente femoral de uma prótese de joelho; adaptado de (ASM 1998; Zollern 2014a).
Este processo de fabrico é bastante laborioso e envolve um grande número de etapas, sendo a
sequência típica apresentada de seguida:
1. Injeção de
modelos de cera
2.Construção do
cacho
3. Mergulho em
barbotinas
cerâmicas
4. Pulverização
com partículas
cerâmicas
5. Remoção da
cera
6. Sinterização da
carapaça
cerâmica
7. Vazamento do
metal
8. Abate da
carapaça
cerâmica
9. Acabamento
das peças
10. Inspeção
Figura 21 - Sequência do processo de fundição por cera perdida; adaptado de (Twarog et al. 1993).
Em geral, todo o processo de fundição por cera perdida é extremamente complexo. Existe um
grande número de variáveis que influenciam fortemente a qualidade do produto final. Algumas
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
39 João Leite
das variáveis são definidas pela metodologia de fabrico enquanto outras são aleatórias não
podendo ser controladas como as condições meteorológicas. O conhecimento aprofundado de
todas as etapas do processo é imperativo.
4.2 - Obtenção de modelos para fundição O processo de fundição por cera perdida caracteriza-se pela perda de modelos correspondentes
aos componentes que se pretende obter. Deste modo, por cada componente fundido, é criado
um modelo. Essencialmente existem dois métodos (Figura 22) de obtenção de modelos
consoante a dimensão da série:
Injeção de cera em moldes:
Fabrico aditivo direto de modelos.
É também possível obter perfis de cera por extrusão para sistemas de gitagem.
Figura 22 - Fluxograma de metodologias de obtenção de peças de modelos perdidos para fundição
Modelo perdido
Fabrico aditivo de modelos
Injeção de cera em moldes
Moldes de silicone
Moldes de resinas
carregadas
Moldes por fabrico aditivo Moldes
metálicos
Impressão em cera
Estereolitgrafia
FDM
CAD original Peça existente que se pretende replicar
Levantamento de forma
CAD
Contacto Sem contacto
Ativo Passivo
Série muito
pequena?
Não
Sim
Fabrico aditivo de peça mestre
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
40 João Leite
O levantamento de forma poderá ser feito por contacto ou sem contacto. Uma máquina de
medição de coordenadas (coordinate measuring machine) é um exemplo de um dispositivo de
levantamento de forma por contacto (Figura 23). Este tipo de aparelho movimenta uma sonda
segundo 3 eixos principais paralelos entre si. Associados à extremidade da sonda existem outros
eixos, permitindo grande amplitude de movimentos. Este tipo de equipamentos permite gerar
uma nuvem de pontos, sendo que cada um corresponde a um contacto entre a sonda e o
objeto a medir. Como desvantagens, a medição de objetos frágeis e delicados poderá ser
impossível devido ao contacto da sonda.
Figura 23 - A: Nikon Altera 12.10.8; B: sonda de contacto medindo impulsor; adaptado de (Nikon Metrology 2014).
A GOM ATOS Triple Scan insere-se no grupo de dispositivos por sem contacto ativo pois emite luz
que é refletida pelo objeto e captada por sensores integrados no dispositivo.
Figura 24 - GOM Atos Triple Scan (GOM 2014).
O levantamento de forma por não-contacto passivo difere do ativo ao apenas necessitar de
sensores de radiação, tanto no espetro visível como na gama dos infravermelhos.
Consoante a dimensão da série, poderão ser adotadas diferentes metodologias. Para produções
muito limitadas, da ordem das unidades, poderá ser viável o fabrico aditivo de modelos. A
produção de modelos com estrutura interna tipo “ninho de abelha” é preferível pois a menor
densidade facilita a eliminação do modelo através da carbonização (Lino Alves et al. 2001).
Quando se pretende obter várias peças metálicas com a mesma geometria, torna-se viável o
fabrico de moldes para injeção de ceras. A Tabela 9 permite obter uma perspetiva global das
possibilidades existentes.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
41 João Leite
Tabela 9 - Comparação entre diferentes processos de obtenção de moldes para injeção de ceras; adaptado de (Lino Alves et al. 2001; Simer 2013).
Tipo de
moldes Vantagens Desvantagens Observações
Fabrico
aditivo
(Figura
25-A)
Construção é mais fácil
relativamente aos moldes
de resinas carregadas; não
requer operários
especializados como os
moldes de alumínio;
elevada flexibilidade;
Qualidade e durabilidade
depende do tipo de
processo usado; elevada
rugosidade
Tecnologias possíveis: SLS,
SLSm, DMLS;
Silicone
(Figura
25-B)
Ideal para peças de difícil
desmoldação (com
contrassaídas); rapidez de
obtenção de molde;
Flexibilidade do silicone
torna o molde propenso a
empenos e distorções;
Alumínio
(Figura
25-C)
Elevada durabilidade;
elevada precisão e
acabamento superficial;
Possibilidade de
automatização do
processo;
Custo elevado
comparativamente às
alternativas;
Utilização industrial de
cadência elevada; fabrico
por maquinagem;
Resinas
carregadas
(Figura
25-D)
Pouco dispendioso
relativamente aos moldes
de alumínio e por fabrico
aditivo;
Certas geometrias tornam
a construção do molde
muito complexa;
durabilidade e precisão
inferiores à dos moldes de
alumínio;
Resinas epoxy ou de
poliuretanos; reforço com
cargas de alumínio
aumentam a
condutibilidade térmica e
a resistência mecânica;
indicado para pré-séries;
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
42 João Leite
Figura 25 - A: molde obtido por fabrico aditivo (Simer 2013); B: molde de silicone com pá de turbina em cera (Vaezi, Safaeian, e Chua 2011); C: molde de alumínio (RP Tooling 2014); D: molde de resina com pós de alumínio (Vaezi, Safaeian, e Chua 2011).
No capítulo 6 da presente dissertação, são expostos casos práticos sobre obtenção de moldes
para injeção de ceras construídos em resinas carregadas e também em alumínio.
4.3 - Arquitetura de sistemas de gitagem A literatura existente acerca do tema versado nesta secção é limitada, no caso particular da
fundição por cera perdida. Pretende-se analisar a aplicabilidade do conhecimento existente sobre
os outros processos de fundição em geral na fundição por cera perdida.
Entende-se por gitagem (gating) como sendo o conjunto de canais existentes na cavidade
moldante, tendo a finalidade de conduzir o metal líquido desde o ponto de introdução na
moldação até à cavidade moldante da peça, garantindo o enchimento desta (Beeley 2001).
Existem várias considerações que devem ser tomadas em conta durante a arquitetura de cachos
de forma a maximizar a eficiência da produção:
O cacho tem que ser transportável;
No caso de a liga ter que ser vazada em vácuo, as dimensões do cacho não poderão
ultrapassar os limites da câmara de vácuo;
A separação de cada peça do cacho deve ser fácil;
O volume total do cacho deve ser inferior à capacidade do cadinho;
Em produções industriais, o rendimento volumétrico de cada cacho deve ser maximizado.
O rendimento volumétrico pode ser entendido como a razão entre o volume das peças do cacho
e o volume total do cacho. Para além do rendimento, outros aspetos económicos também devem
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
43 João Leite
ser tidos em conta. A nível metalúrgico, os requisitos aos quais o sistema de gitagem deve
obedecer são (Beeley 2001):
O caudal e a direção do escoamento do metal têm que ser conseguidos de maneira a que
haja enchimento total da carapaça antes que o metal comece a solidificar (freezing);
O escoamento de metal líquido deve ser o mais laminar e uniforme possível. Deste modo
minimiza-se a existência de defeitos como ar colapsado, inclusões de impurezas e a
formação de filmes de óxidos no metal é inferior;
A distribuição de temperaturas ao longo do cacho deve ser adequada de modo a que a
zona da pia de vazamento solidifique em último lugar e haja uniformidade no conjunto
das peças que constituem o cacho.
Alguns conceitos gerais sobre gitagem em moldações de areia também se aplicam na fundição
por cera perdida (Prasad 2012). Esses conceitos são explicados seguidamente.
Método do módulo:
Esta metodologia tem como base a regra de Chvorinov que permite ter uma aproximação do
tempo de solidificação (freezing) do metal numa secção de uma moldação (ASM 1998).
𝑡 = 𝑘2 (𝑉𝑐𝐴𝑐)2
= 𝑘2𝑀𝑐2 (1)
Sendo 𝑡 o tempo de solidificação da secção da moldação, 𝑉𝑐 o volume da moldação, 𝐴𝑐 a área
superficial da moldação e 𝑘 uma constante associada às propriedades do metal e da moldação
(ASM 1998). Apenas é contabilizada a área por onde há transferência de calor com a superfície
da moldação. A razão entre o volume, 𝑉𝑐, e a área, 𝐴𝑐, da moldação é designada por módulo, 𝑀𝑐.
Wlodawer desenvolveu a aplicabilidade prática deste conceito ao simplificar a equação de
Chvorinov, relativizando a variável tempo pois o interesse deste método reside na comparação
entre módulos de zonas adjacentes, dimensionando-as de forma a controlar-se a solidificação
como será descrito posteriormente (ASM 1998). A simplificação de Wlodawer é a seguinte:
𝑡~𝑉𝑐𝐴𝑐
(2)
De acordo com a teoria, o tempo de solidificação é proporcional ao respetivo módulo. Deste
modo, os módulos de zonas com solidificação mais tardia deverão ser superiores aos módulos de
zonas que solidificam primeiro (ASM 1998). Desta forma é possível controlar-se os tempos de
solidificação de forma a minimizar defeitos volumétricos como rechupes.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
44 João Leite
Alimentador:
É uma zona maciça do sistema de gitagem destinada a ter um arrefecimento mais lento que o da
peça. Os alimentadores também são conhecidos como masselotes, risers ou feeders. O objetivo
do alimentador é compensar a diminuição de volume da peça devido às contrações durante o
arrefecimento e solidificação. O dimensionamento de alimentadores pode ser feito através do
método do módulo, de maneira a que o módulo do alimentador seja suficientemente maior que
o módulo da peça, sendo que a ordem de grandeza varia consoante o tipo de metal. Um
alimentador bem dimensionado absorve os rechupes que se iriam formar na peça caso este não
existisse ou estivesse mal dimensionado.
Em grande parte das fundições por cera perdida o canal de gitagem principal faz o efeito de
alimentador (Prasad 2012).
Solidificação direcional:
Devido às diferentes massividades das zonas da peça, algumas zonas irão solidificar primeiro que
outras, pois a transferência de calor será mais intensa para zonas menos massivas, pois estas têm
uma proporção entre o volume e a área de transferência de calor mais baixa. Num sistema de
gitagem bem arquitetado, a solidificação dar-se-á desde as extremidades das peças do cacho, em
direção à entrada do canal principal ou dos alimentadores, caso estes existam (ASM 1998). Isto
implica que a massividade do sistema de gitagem seja superior à das peças, havendo relação com
o dimensionamento pelo método dos módulos. O gradiente térmico está também relacionado
com estes conceitos. É possível influenciar o gradiente térmico ao controlar-se a transferência de
calor em pontos específicos de um cacho (Stachovec et al. 2012). Se a intenção é retardar a
solidificação localmente, recorre-se à aplicação de isolante, sendo frequente a utilização de fibras
cerâmicas. No caso contrário aplica-se um chill, que poderá ser um material com condutibilidade
térmica elevada, facilitando a transferência de calor da zona da peça fundida para o exterior da
moldação. Este efeito também é bastante importante na fundição por moldações permanentes,
sendo prática corrente a integração de circuitos internos de fluido refrigerante. No caso da
fundição por cera perdida, não é possível a integração de circuitos de refrigeração nem é fácil a
utilização local de materiais de elevada condutibilidade térmica. No entanto, podem-se utilizar
escoamentos externos como meio de arrefecimento. Um exemplo de escoamento externo é a
utilização de ar comprimido à temperatura ambiente. Esta técnica apenas é viável para ligas que
não requerem atmosfera controlada durante o vazamento. No caso de ligas reativas, é mais fácil
a utilização de isolamento, uma vez que a integração de sistemas de refrigeração em câmaras de
atmosfera controlada poderá não ser viável nem prática.
No artigo científico “Gating Systems for Sizeable Castings from Al Alloys Cast into Ceramic
Moulds”, Stachove et al. (2012) apresentam um estudo comparativo sobre a utilização de
isolamento, refrigeração localizada por escoamento externo (blowing) numa extremidade da
carapaça e isolamento na outra, averiguando a formação de rechupes. O estudo é concretizado
com recurso à simulação em ProCAST. A peça que se pretende vazar tem um comprimento total
de 700mm e a sua espessura é reduzida, não possuindo zonas de elevada massividade. As
possibilidades ensaiadas podem ser vistas na Figura 26.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
45 João Leite
Figura 26 - A: sistema de gitagem simples; B: sistema de gitagem com isolamento de fibra de vidro no topo; C: sistema de gitagem com isolamento de fibra de vidro no topo e refrigeração no fundo; adaptado de (Stachovec et al. 2012).
Como se pode ver na Figura 27, a terceira solução minimiza mais a formação de rechupes no
interior da peça. As soluções térmicas empregues permitem melhorar a solidificação direcional
pois acentuam o gradiente térmico existente entre o fundo e o topo (Stachovec et al. 2012). É
importante reparar que os rechupes formaram-se nos últimos locais a solidificar. Devido às
soluções de condicionamento térmico empregues, a formação de rechupes foi mais acentuada
no canal de gitagem, perto da pia de vazamento.
Figura 27 - Simulações em ProCast da formação de rechupes (manchas pretas); A: sistema de gitagem simples; B: sistema de gitagem com isolamento; C: sistema de gitagem com isolamento e refrigeração; adaptado de (Stachovec et al. 2012).
Tipo de solidificação:
As ligas metálicas possuem formas distintas de solidificação sendo a aptidão para a promoção de
solidificação direcional diferente consoante o tipo de solidificação. A classificação das ligas
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
46 João Leite
depende do intervalo de solidificação, desde que começa até que o metal está completamente
solidificado (ASM 1998):
Curto: inferior a 50 ⁰C;
Intermédio: entre 50 ⁰C e 110 ⁰C;
Longo: superior a 110 ⁰C.
No caso dos metais puros, o intervalo de solidificação é nulo. O mesmo também acontece para
ligas eutécticas (Monteiro 1996). As ligas com solidificação curta (Figura 28) caracterizam-se pela
formação de lamelas em estado sólido, começando na parede da moldação, sendo
perpendiculares a esta. A sua propagação dá-se em direção ao centro. Para ligas com solidificação
longa (Figura 28), há formação de glóbulos sólidos dispersos de forma aleatória.
Figura 28 - Esquerda: solidificação curta lamelar; Direita: solidificação longa globular; adaptado de (ASM 1998).
Para ligas com solidificação intermédia tanto há formação de lamelas como formação de glóbulos.
A aptidão para a solidificação direcional é tanto maior quanto menor for o intervalo de
solidificação. Devido à forma de solidificação das ligas com solidificação longa ser desorganizada,
a alimentação é prejudicada, havendo propensão para a formação de microrrechupes superior
do que em ligas com intervalo de solidificação menor (ASM 1998). Embora a solidificação
aconteça como foi descrito, o gradiente térmico entre o metal líquido e as zonas próximas é
também importante e influente pois quanto mais massiva for a zona da moldação, mais tempo
demorará a solidificar. Ligas com solidificação curta tenderão a apresentar comportamento de
ligas com solidificação longa em zonas mais massivas (ASM 1998). As condutibilidades térmicas
tanto da liga como da moldação são influentes no modo de solidificação.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
47 João Leite
Simulação de arquiteturas:
A simulação numérica é uma ferramenta muito importante na fundição pois permite validar
arquiteturas de sistemas de gitagem antes do seu vazamento. Desta forma é possível prever a
ocorrência de defeitos, efetuando-se alterações não só na geometria do cacho como também
nas condições de vazamento. O valor da simulação não assenta exclusivamente no software, pois
este não possui capacidade para arquitetar sistemas de gitagem autonomamente. Desta forma,
para que a utilização destes softwares seja de melhor proveito, são necessários conhecimentos
gerais sobre sistemas de gitagem, implicando um utilizador com um certo grau de especialização,
capaz de arquitetar sistemas que sirvam como pontos de partida. Recorrendo-se à simulação
numérica é possível comparar diferentes propostas ou iterações auxiliando na decisão final do
utilizador.
A simulação numérica assenta essencialmente no método das diferenças finitas ou no método
dos elementos finitos (ASM 1998). A realidade é discreteada em malhas de elementos. Quanto
menor forem as dimensões dos elementos, maior será a precisão da simulação. Em contrapartida,
a exigência computacional será mais elevada, aumentando a duração do processo. Embora o
aumento da densidade das malhas de simulação torne os resultados mais próximos da realidade,
é importante referir que a realidade é composta por um número infinito de variáveis sendo que
muitas se poderão considerar aleatórias. As variáveis associadas às temperaturas são exemplos
de variáveis com grande sensibilidade pois existem várias transferências de calor difíceis de
contabilizar.
O software ProCAST utiliza o método das diferenças finitas. Este software está dotado das
seguintes ferramentas (ESI Group 2014):
Análise térmica;
Análise de tensões;
Análise de escoamentos;
Ferramentas para processos específicos de fundição.
Apresenta-se um caso de estudo sobre a utilização de simulações em ProCAST na análise e
compreensão da fissuração a quente de uma prótese de anca (Alvarez-Vera et al. 2013). Este tipo
de defeito é provocado por estados de tensão adversos durante a solidificação, causando
fragilidade na interface ainda líquida entre grãos já solidificados (Alvarez-Vera et al. 2013). O
material vazado é a liga de Co-Cr, ASTM F 75. Como se pode ver pela Figura 29-B, a simulação
prevê a possibilidade de defeitos volumétricos na esfera das próteses de anca (áreas a vermelho).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
48 João Leite
Figura 29 - Prótese de anca antes da otimização; A: gradiente térmico; B: presença de porosidade e fratura por fissuração a quente; C: vazamento de Co-Cr; D: peça em corte obtida com defeitos internos; adaptado de (Alvarez-Vera et al. 2013).
A solução implementada para otimização foi a alteração das condições de fronteira de
transferência de calor recorrendo-se ao isolamento do sistema de gitagem com uma barreira
adiabática (Alvarez-Vera et al. 2013). Deste modo os defeitos apenas surgiram na pia de
vazamento (Figura 30-B).
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49 João Leite
Figura 30 - Otimização da prótese de anca; A: gradiente térmico; B: presença de defeitos apenas no topo da pia de vazamento (zona roxa indica ausência de defeitos); C: vazamento de Co-Cr em carapaça com isolamento no sistema de gitagem; D: peça em corte obtida isenta de defeitos; adaptado de (Alvarez-Vera et al. 2013).
Outro caso de estudo relevante para o tópico presente é a tese de metrado de Carlos Gonçalves,
antigo aluno de Engenharia Mecânica da FEUP (Gonçalves 2011). Nesta tese, é projetado um
sistema de gitagem para um cacho de 4 componentes femorais de uma prótese de anca na liga
Ti6Al4V. São feitas 3 iterações (Figura 31-33), alterando-se a massividade e orientação dos canais
de alimentação. Na última iteração (Figura 33-C) é aplicado isolamento de fibra no sistema de
gitagem, solucionando o problema dos rechupes.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
50 João Leite
Figura 31 - 1ª iteração; A: pia de vazamento; B: rechupes (manchas amarelas) no interior das próteses; adaptado de (Gonçalves 2011).
Figura 32 - 2ª iteração; A: segunda pia mais massiva e com alimentação mais direta; B: formação de rechupes (manchas amarelas) no interior das próteses; adaptado de (Gonçalves 2011).
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51 João Leite
Figura 33 - 3ª iteração; A: terceira pia mais massiva; B: formação de rechupes (manchas amarelas) sem isolamento; C: rechupes apenas na pia de vazamento após aplicação de isolamento; adaptado de (Gonçalves 2011).
4.4 - Formação de carapaças cerâmicas A escolha da cerâmica refratária deve ser feita de modo a que esta seja o mais quimicamente
inerte relativamente ao metal a vazar, evitando-se deste modo a formação de compostos
químicos indesejáveis. A escolha de cerâmicas adequadas é um passo crítico na obtenção de uma
peça fundida de qualidade aceitável.
4.4.1 - Diagrama de Ellingham
Uma das ferramentas mais importantes na escolha de materiais refratários são os diagramas de
Ellingham (Figura 34). Este tipo de diagramas representa a relação existente entre a força motriz
responsável pela ocorrência de uma reação química e a temperatura a que se encontram os
reagentes, ou seja, os diagramas de Ellingham permitem saber a estabilidade de certos
compostos químicos para um espetro alargado de temperaturas (University of Cambridge 2013a).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
52 João Leite
Figura 34 - Diagrama de Ellingham para vários compostos químicos (University of Cambridge 2013a).
A energia livre de Gibbs, G, pode ser entendida como a energia disponível de um sistema que
será responsável pela alteração do seu estado. Esta energia é função da entalpia, temperatura e
entropia do sistema:
𝐺 = 𝐻 − 𝑇 × 𝑆 (3)
Após a manipulação da equação é possível exprimir a energia livre de Gibbs como:
𝐺 = 𝐺0 + 𝑅 × 𝑇 × ln𝑝
𝑝0 (4)
Em que 𝐺0 é a energia livre padrão à pressão padrão 𝑝0. 𝑅 é a constante dos gases perfeitos. A
diferença de energia livre entre os produtos e os reagentes, ∆𝐺, é indicativa do tipo de
comportamento que poderá haver entre os reagentes e os produtos. Quanto mais negativo for o
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
53 João Leite
valor, maior será a força motriz para que aconteça a reação química, que ocorrerá até que
diferença de energia livre seja nula, atingindo-se um estado de equilíbrio para as condições de
pressão e temperatura às quais estão expostos os reagentes (University of Cambridge 2013b).
Seguindo este raciocínio, quanto mais elevada for a posição de uma linha de um elemento
químico, maior será a sua estabilidade e inércia à ocorrência da reação química. Por esta razão
os metais nobres, como o ouro, a prata e a platina têm as linhas mais elevadas (não
representadas) e são encontrados na natureza no estado puro.
De acordo com o diagrama de Ellingham (Figura 34), quanto mais negativa for a energia livre dum
elemento químico para uma dada temperatura, menor será a possibilidade de este se oxidar,
reduzindo o óxido com energia livre menos negativa. A energia livre para a temperatura de
vazamento do metal deverá ser menos negativa que a energia livre do cerâmico. A linha do
cerâmico refratário deverá ter uma posição inferior à linha do metal que se pretende vazar. Os
elementos de liga do metal também poderão reagir, por isso deverão ser tidos em conta na
seleção do refratário.
4.4.2 - α-case As barbotinas cerâmicas mais frequentes são à base de sílica e aluminossilicatos. No caso
particular da fundição de titânio, as formulações que contêm silício e compostos derivados deste
são inadequadas, pois reagem com o titânio formando uma camada superficial de compostos
intermetálicos de elevada dureza e fragilidade denominada α-case (Duarte et al. 2008).
Duarte et al. (2008) apresenta resultados comparativos entre diferentes formulações cerâmicas
para a fundição de titânio. De entre as 3 formulações testadas (zircónia estabilizada com ítria,
zircónia estabilizada com cálcia e ítria) aquela que apresentou melhores resultados foi a última.
Como se pode ver pelas microestruturas da Figura 35, a última, que é resultante da carapaça
cerâmica de ítria, não apresenta camada superficial de α-case como as duas primeiras
microestruturas. O Gráfico 1 demonstra que não houve α-case na amostra fundida em carapaça
de ítria, uma vez que a dureza se manteve aproximadamente constante ao longo do perfil.
Figura 35 - Microestrutura da liga Ti-10V-2Fe-3Al; A: carapaça de ZrO2-Y2O3; B: carapaça de ZrO2-CaO; C: carapaça cerâmica de Y2O3; adaptado de (Duarte et al. 2008).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
54 João Leite
Gráfico 1 - Microdurezas em função da distância à superfície (Duarte et al. 2008).
4.5 - Especificações O estudo das especificações é um dos pontos-chave da presente dissertação. Pretende-se
conhecer as capacidades e limitações do processo de fundição por cera perdida, as especificações
exigidas pelas normas de fabrico de próteses articulares e também as especificações de modelos
de próteses articulares existentes no mercado.
São apresentadas as normas às quais foi possível aceder gratuitamente. Visto que as próteses de
anca e de joelho são as focadas na parte prática, apenas se abordam normas relativas a essas
próteses.
4.5.1 - Especificações conseguidas por fabricantes
Norma VDG P 690
As tolerâncias dimensionais, superficiais e sobre-espessuras de maquinagem (machining
allowances) são definidas pelo documento técnico VDG P 690, emitida pela Federação da
Indústria de Fundição Alemã (Bundesverband der Deutschen Gießerei-Industrie), BDG (Zollern
2014b). A BDG é constituída por cerca de 600 empresas de fundição.
O documento técnico VDG P 690 tem uma ampla aceitação na indústria da fundição por cera
perdida. A Zollern é uma das empresas que classifica as tolerâncias da sua fundição por cera
perdida de acordo com o VDG P 690.
No documento são definidas 3 categorias de precisão de acordo com as exigências funcionais das
peças fundidas:
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55 João Leite
Tabela 10 - Categorias de precisão da diretiva VDG P 690 (Zollern 2014b).
Nível de precisão Aplicação
1 Dimensões livres de tolerâncias para peças de complexidade média
2 Dimensões limitadas por tolerâncias
3 Dimensões com elevadíssima exigência funcional
A seleção do nível de precisão implica uma análise de custos. Em certos casos o nível 3 poderá
não ser economicamente a melhor opção pois implica a correção de ferramentas. Uma
alternativa que poderá ser mais viável é garantir o toleranciamento dimensional pela outra peça
que estiver em contacto (Zollern 2014b).
Os níveis de precisão variam de acordo com as três categorias de materiais:
Tabela 11 - Níveis de precisão de acordo com o tipo de material (Zollern 2014b).
Grupo de material Materiais Níveis de precisão
D Ligas à base de ferro,
níquel, cobalto e cobre
D1
D2
D3
A Ligas à base de alumínio e
magnésio
A1
A2
A3
T Ligas à base de titânio
T1
T2
T3
As tolerâncias dimensionais lineares variam de acordo com a dimensão nominal. Os valores
apresentados na tabela seguinte são relativos a materiais dos grupos D e T, relativos às ligas
abordadas no capítulo 3:
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
56 João Leite
Tabela 12 - Tolerâncias lineares (todas os valores em mm); adaptado de (Zollern 2014b; BDG 2010).
Dimensões
nominais
(mm)
D1
(mm)
D2
(mm)
D3
(mm)
T1
(mm)
T2
(mm)
T3
(mm)
Até 6 0.3 0.24 0.2 0.5 0.4 0.4
6 até 10 0.36 0.28 0.22 0.6 0.4 0.4
10 até 18 0.44 0.34 0.28 0.7 0.5 0.44
18 até 30 0.52 0.4 0.34 0.8 0.7 0.52
30 até 50 0.8 0.62 0.5 1.0 0.8 0.62
50 até 80 0.9 0.74 0.6 1.5 1.2 0.9
80 até 120 1.1 0.88 0.7 1.7 1.4 1.1
120 até 180 1.6 1.3 1.0 2.0 1.6 1.3
180 até 250 2.4 1.9 1.5 2.4 1.9 1.5
250 até 315 2.6 2.2 1.6 3.2 2.6
315 até 400 3.6 2.8
3.6 2.8
400 até 500 4.0 3.2 4.0 3.2
500 até 630 5.4 4.4 5.4 4.4
630 até 800 6.2 5.0 6.2 5.0
800 até 1000 7.2
7.2
1000 até 1250
A escolha do terceiro nível de precisão está limitada a certas dimensões mediante acordos
estabelecidos entre o cliente e a empresa de fundição.
No documento VDG P 690 também estão definidas as rugosidades (Tabela 13). A classificação das
rugosidades é estabelecida de acordo com a norma DIN 1302. A rugosidade obtida por defeito
corresponde à classe N9 resultante da granalhagem.
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57 João Leite
Tabela 13 - Rugosidades superficiais para os materiais do grupo D e grupo T; adaptado de (Zollern 2014b; BDG 2010).
Rugosidade
superficial
normalizada
Materiais do
grupo D
Materiais do
grupo T
Ra (μm) Ra (μm)
N7 1.6 -
N8 3.2 -
N9 6.3 6.3
Capacidades de fundição
Como já foi referido anteriormente, as dimensões dos cachos são importantes pois terão que ser
compatíveis com os fornos onde irão ser processadas. A
Tabela 14 apresenta algumas características relevantes sobre a fundição por cera perdida em
vácuo da Zollern:
Tabela 14 - Limites dos fornos de vácuo para fundição de ligas reativas da Zollern (Zollern 2014b)
Limites de vácuo (mbar) 10-2 - 10
Limites geométricos (mm3) ⌀250×300
Limites mássicos 15 kg para ligas à base de Ni, Co, aço, Cu
4.5.2 - Especificações definidas por normas
As normas relevantes são as que definem os parâmetros dos produtos obtidos pelos processos
de fabrico, mais concretamente pela fundição por cera perdida.
Parâmetros dimensionais:
As normas publicadas pela ISO, relativas a implantes cirúrgicos, não definem dimensões
específicas nem gamas de valores aceitáveis para as dimensões geométricas. Deste modo, o
projetista possui uma certa liberdade na criação de novas próteses pois não está totalmente
restringido por normas no que toca a aspetos dimensionais. A norma ISO 7206 atribui
designações às principais dimensões de geometrias típicas de próteses articulares de anca (Figura
36). O modo como são definidas as dimensões serve como base para os ensaios mecânicos
definidos na norma.
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58 João Leite
Figura 36 - Designação normalizada das dimensões de um componente femoral de haste reta típico para próteses articulares da anca (BSI 2008).
Composição química:
As diferentes ligas metálicas utilizadas no fabrico de dispositivos médicos, como os implantes
ortopédicos, são cobertas na sua totalidade por normas, como já foi mencionado ao longo da
presente dissertação, em particular no capítulo 3, onde é feita a caracterização química de cada
uma.
De todas as normas analisadas é necessário referir que a maioria das ligas existe na variedade
para fundição e na variedade para semi-produtos. Um aspeto curioso foi o da inexistência de
norma ISO para a liga Ti6Al4V para fundição. Esta variedade está normalizada segundo a ASTM
F1108. Embora esta liga seja própria para dispositivos médicos, durante a pesquisa bibliográfica
não foi encontrada qualquer menção a esta norma ASTM. Das ligas aceites pela norma BS 7254:
part 2: 1990 para produção de próteses ortopédicas, não está prevista a fundição de Ti6Al4V.
Apenas é aceite o forjamento desta liga.
Microestrutura:
É possível caracterizar a morfologia da microestrutura segundo as fases presentes, tamanho e
formato de grão, presença de inclusões e de precipitados. A microestrutura aceitável é definida
nas respetivas normas das ligas.
Liga de cobalto-crómio-molibdénio trabalhada: a respetiva norma da ASTM F 799, não
define parâmetros microestruturais. Desconhece-se o conteúdo da norma ISO 5832-12.
Liga de cobalto-crómio-molibdénio fundida: tanto a norma ASTM F 75, como a norma
equivalente ISO 5832-4 não definem nenhum dos parâmetros microestruturais
apontados como relevantes.
Liga Ti6Al4V trabalhada: a caracterização é descrita pela Tabela 15.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
59 João Leite
Tabela 15 - Caracterização da liga Ti6Al4V trabalhada segundo as normas da ISO e da ASTM.
Norma Fases Inclusões Observações
ISO 5832-3 α+β globulares
Livre de inclusões
visíveis quando
ampliado 200X
Ver
microestruturas A1
a A9 da norma ISO
20160 no anexo A
ASTM F
136
α+β dispersas resultantes
de processamento no
domínio α+β; os grãos de α
não deverão ser grosseiros
e alongados
Não especificado Não deve ter α-
case
Liga Ti6Al4V fundida: não está normalizada pela ISO. A norma ASTM F 1108 relativa a este
tipo de liga não define parâmetros microestruturais.
Tratamentos térmicos:
A norma ASTM F 1108 relativa à fundição de componentes na liga Ti6Al4V especifica que deverá
ser realizada prensagem isostática a quente aos componentes produzidos segundo esta norma
antes da maquinagem química para remoção da camada de α-case. Também poderão ser
realizados outros tratamentos térmicos como o recozido, o recozido de solução (solution
treated), o envelhecimento ou então outros métodos que permitam alterar as propriedades
mecânicas mediante acordo estabelecido entre o fabricante de implantes e a fundição.
Relativamente à liga de cobalto-crómio-molibdénio para fundição, a aplicabilidade de
tratamentos térmicos não é definida por nenhuma norma.
Qualidade superficial:
O artigo 3.1 da norma ASTM F 86-84 especifica:
“Os implantes metálicos, quando inspecionados segundo o método estabelecido, deverão ser
livres de imperfeições superficiais tais como as provocadas por ferramentas (toolmarks), entalhes,
fendas, cavidades, rebarbas e outros defeitos que comprometam a funcionalidade do dispositivo.
A superfície deverá também ser livre de detritos resultantes do acabamento e de outros
contaminantes indesejáveis.”
O método de inspeção especificado na norma é a observação à vista desarmada de todas as
superfícies. A possibilidade de utilização de outros métodos de inspeção mais sofisticados quando
especificados pelo fabricante é aceite.
A norma BS 7254:part 2, relativa a materiais e acabamentos de materiais metálicos para
implantes ortopédicos, especifica que a superfície deve ser livre de contaminação e também de
defeitos superficiais, à semelhança da norma ASTM F 86-84. Todas as arestas salientes deverão
ser removidas. No caso da liga de cobalto-crómio-molibdénio fundida, o acabamento deverá ser
mate, exceto quando é necessário que a superfície seja polida por processos mecânicos. Em
ambos os casos, a substância abrasiva (medium) deverá ser ter uma composição isenta de ferro.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
60 João Leite
A norma BS 7254:part 2 não prevê a utilização da liga Ti6Al4V por fundição. O tipo de acabamento
para a liga Ti6Al4V trabalhada poderá ser polimento por meios mecânicos ou acabamento mate
por jato de vapor, granalhagem e polimento mecânico. Os métodos abrasivos utilizados deverão
ser isentos de ferro.
4.5.3 - Especificações de próteses comerciais
As especificações apresentadas nesta secção são relativas à produção de componentes de Co-Cr-
Mo fundidos para próteses ortopédicas. A liga de Co-Cr-Mo utilizada é definida pela norma ISO
5832-4.
O fluxograma da Figura 37 permite ter uma compreensão simplificada da produção dos dois
componentes da prótese de joelho da Zollern para a .
Figura 37 - Fluxograma da produção do componente de próteses de joelho segundo as especificações técnicas resultantes do contrato entre a e a Zollern.
Fornecedor reconhecido
Master melt de Co-Cr-Mo (ISO 5832-4)
sem refundição
Fundição
em vácuo por indução
a ar com “roll over”
Marcação de cada
componente
Inspeção
Visual
Teste por líquido penetrante (ISO 9583)
Raio-X
Defeitos?
Reparação por soldadura
Sucata
Não reparáveis
Reparáveis
Não defeituosas
Análise completa à comp. Química
(ISO 5832-4) Provetes
Ensaios de tração (ISO 5832-4)
Prensagem isostática a quente:
Aquecimento a 10 ⁰C/min até 1150-1210⁰C
100-140 MPa durante 3 hr em árgon (pureza: 99,996%)
Arrefecimento a 10 ⁰C/min
Tratamento térmico:
4 horas
1170-1210 ⁰C
vácuo 5×10-2
mbar min. ou gás protetor
Arrefecimento rápido em gás ventilado
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61 João Leite
A finalidade da marcação de cada peça é facilitar a identificação aquando da inspeção por raio-X.
A reparação por soldadura é realizada por técnicos da indústria aeronáutica, qualificados segundo
a norma DIN EN 29591. O material de adição é obrigatoriamente o mesmo que o material base.
Para além dos métodos de inspeção mencionados na Figura 37, são feitas análises à
microestrutura medindo-se o tamanho de grão (secção inferior a 12.6 mm2), a presença de
impurezas e de microrrechupes. A análise microestrutural apenas deverá ser feita nas séries
iniciais de novos componentes ou quando há alterações significativas ao processo de fundição.
As inclusões de óxidos, e os elementos para afinação do grão não deverão ter dimensões
superiores a 20 μm. São aceites partículas singulares com tamanhos até 150 μm. O limite máximo
para microrrechupes é de um microrrechupe com área de 1% em 1 mm2 de secção, 2 mm abaixo
da superfície da haste de uma prótese. Noutras zonas da prótese são aceites microrrechupes com
área até 3% em 1 mm2. Não são aceites próteses com inclusões à superfície superiores a 20 μm,
após os processos de granalhagem e polimento. A inspeção dimensional é feita de acordo com
os desenhos de definição de cada componente devendo-se utilizar medidores (gauges) próprios
no caso de estes existirem. Por fim, os ensaios à fadiga são realizados pelo cliente.
Relativamente aos métodos de inspeção, é possível consultar no anexo C do presente
documento, as tabelas com os limites aceitáveis para cada método.
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62 João Leite
A Figura 38 faz parte do desenho de definição de um componente femoral de uma prótese de
joelho, sendo representativo da produção da Zollern apresentada. Como pode ser constatado, o
intervalo de tolerâncias mais apertado é ±0,1mm. O acabamento superficial corresponde a uma
rugosidade de 3,2 Ra, como pode ser visto na Figura 38.
Figura 38 - Excerto de um desenho de definição de um componente femoral duma prótese de joelho apresentando uma vista de perfil cotada e algumas informações relativas a tolerâncias, material e rugosidade.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
63 João Leite
5 - Parte experimental 5.1 - Metodologia Os objetivos práticos passam pela fundição de cachos com três geometrias diferentes de próteses
na liga Ti6Al4V de forma a poder-se comparar a qualidade das peças obtidas pelas diferentes
arquiteturas de sistemas de gitagem e também comparar com os resultados obtidos por
simulação. Outro objetivo é a análise das peças obtidas segundo as normas expostas na pesquisa
bibliográfica da presente dissertação.
A parte experimental desenvolveu-se de acordo com a Figura 39.
Figura 39 - Fluxograma da metodologia adotada para o trabalho experimental.
Obtenção de ficheiros CAD
Obtenção de moldes para injeção de ceras
Projeto de moldes de alumínio para injeção de ceras
Definição arquiteturas de cachos
Injeção de peças de cera
Construção de cachos de cera
Formação de carapaças
Descerificação e sinterização
Simulação das arquiteturas
Vazamento das carapaças
Análise das peças obtidas
Componente femoral da anca
Componente tibial do joelho
Componente femoral do joelho
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64 João Leite
5.2 - Modelos iniciais O trabalho experimental desta dissertação incide em três componentes de próteses articulares.
A primeira peça apresentada faz parte de uma prótese de anca e foi obtida num formato CAD. As
restantes peças fazem parte de uma prótese de anca os modelos físicos são provenientes da ZCP.
Ficheiro CAD de uma prótese de anca: este modelo foi criado pelo Eng. Paulo Machado
do INEGI, com base em componentes femorais de próteses standard típicas de anca
pretendendo ser um modelo representativo.
Figura 40 - A: desenho de definição do componente femoral da prótese da anca; B: vista isométrica em SolidWorks.
Modelo em cera do componente tibial duma prótese de joelho da ZCP: esta peça de cera
faz parte duma pré-série de testes da ZCP para a produção duma prótese de joelho. Esta
peça iria ser convertida num componente metálico pelo processo de fundição por cera
perdida na ZCP. O seu acabamento superficial é uniforme e livre de imperfeições pois
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resulta da injeção de cera num molde de alumínio com 2 placas moldantes. É necessário
realçar que o canal de gitagem é parte integrante da geometria (não visível na Figura 41).
Figura 41 - Modelo em cera do componente tibial duma prótese de joelho da ZCP.
Peça fundida do componente femoral duma prótese de joelho da ZCP: é parte integrante
da prótese de joelho juntamente com o componente tibial referido anteriormente. Foi
removida de um cacho vazado da ZCP numa liga metálica (Figura 42-A). O cacho
encontra-se no estado após abate da carapaça. Os canais de gitagem ainda estão
presentes na peça. Foi feita uma análise química por espectrometria e concluiu-se que a
liga é uma de Co-Cr-Mo respeitando as composições definidas tanto pela norma ASTM
F75 como a ISO 5832-4. Os resultados obtidos podem ser encontrados no anexo B da
presente dissertação.
Figura 42 - A: cacho cedido pela ZCP; B: peça fundida do componente femoral duma prótese de joelho após remoção do cacho.
5.3 - Obtenção de ficheiros CAD O processamento dos modelos iniciais através de softwares de CAD é necessário para que se
possa otimizar as geometrias para os métodos de produção seguintes. A obtenção de ficheiros
de CAD apenas é necessária para os dois componentes do joelho uma vez que a peça da anca foi
obtida já no formato CAD.
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O método utilizado passa pelo scan tridimensional e processamento do ficheiro obtido,
convertendo-o para um formato CAD compatível com os programas de CAD disponíveis. O
scanner utilizado foi o GOM ATOS Triple Scan e o software de processamento foi o ATOS
Professional.
A primeira peça a ser processada por scan tridimensional foi o componente femoral do joelho.
Começou-se por aplicar pontos de referência na superfície da peça, sendo necessários para a
orientação espacial do scan tridimensional. Os pontos de referência possuem adesivo numa das
superfícies. O passo seguinte foi cobrir a peça com uma película branca projetada por spray
(Helling Standard-Chek Medium Ne.3 Entwickler Spray weiß), que se caracteriza por ser uma lata
de spray contendo uma suspensão à base de álcool de partículas brancas com baixa
granulometria (Helling 2014). A finalidade da camada branca é reduzir o brilho da superfície de
modo a que não haja interferências causadas pela reflexão da luz emitida pelo scanner na
superfície da peça.
Figura 43 - A: scan 3d; B: luz azul do scanner incidindo na peça pintada com pontos de referência aplicados; C: processamento no software ATOS Professional.
A obtenção da geometria final necessitou de várias iterações pois é necessário reorientar a peça
de modo a que todas as superfícies sejam expostas à luz do scanner. O software utilizado no
processamento permitiu conjugar as superfícies obtidas após as sucessivas iterações, eliminando
detalhes residuais como as interferências causadas pela mesa que serviu de apoio à peça.
O formato do modelo obtido após o processamento foi em STL (SterioLithography). A modelação
em CAD do componente femoral do joelho não estava isenta de imperfeições. Essas imperfeições
poderão estar associadas a diversos fatores podendo ser falha de película branca na zona ou
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67 João Leite
então a orientação da luz incidente poderá não ser a mais adequada relativamente à zona
afetada. A correção dos modelos (Figura 44) foi realizada com recurso ao 3-matic dadas as suas
capacidades de trabalho em ficheiros STL.
Figura 44 - A: defeito do scan 3d; modelação em 3-mactic; B: superfície da peça original isenta de defeitos; C: correção do defeito (a azul).
O procedimento para o componente tibial do joelho foi semelhante ao que foi descrito para o
componente femoral do joelho. A Figura 45 apresenta as modelações das peças em SolidWorks
após os procedimentos que foram relatados.
Figura 45 - A: modelação CAD do componente tibial; B: modelação CAD do componente femoral.
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68 João Leite
5.4 - Projeto de moldes para injeção de ceras Como se pretende vazar várias peças de cada um dos componentes, foi necessário criar-se
moldes para injeção de peças em cera. Criaram-se moldes em resina de poliuretano carregadas
de alumínio para o componente tibial da prótese do joelho e para o componente femoral da
prótese da anca. O molde para o componente femoral da prótese do joelho foi criado por fabrico
aditivo. Foram também projetados moldes em alumínio apenas para o componente tibial e para
o componente da anca.
5.4.1 - Moldes em resinas carregadas
A obtenção de moldes em resinas carregadas para o componente tibial da prótese do joelho e
para o componente femoral da prótese de anca foi conseguida através de fabrico aditivo para a
criação da peça madre, sendo o molde construído manualmente. A sequência pode ser melhor
compreendida através do seguinte fluxograma:
Figura 46 - Sequência de criação dum mole de injeção de ceras em resinas carregadas tendo como ponto de partida um modelo duma peça em CAD.
Modelo em CAD
Adição do canal de
gitagem
Cálculo do módulo da
peça (𝑀𝑝𝑒ç𝑎)
Cálculo do módulo da
pia (𝑀𝑝𝑖𝑎)
𝑀𝑝𝑒ç𝑎 <
𝑀𝑝𝑖𝑎 ?
Criação do plano de
apartação
Criação de cavidades
para pinos
Definição do fator de
contração
Fabrico aditivo da peça
madre
Construção do molde
Molde para injeção de
ceras
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Componente femoral da anca
Em primeiro lugar foi criado o molde para o componente femoral da prótese da anca devido à
simplicidade de execução. O canal de gitagem foi adicionado de modo a criar-se ligação desde a
zona mais maciça até à pia de vazamento, promovendo-se a solidificação direcional. A pia
utilizada para o dimensionamento já existia no INEGI, tendo sido usada noutras ocasiões para o
vazamento de outros componentes femorais de anca (Gonçalves 2011). Foi dada atenção ao
modo como o canal de gitagem faz a ligação à peça pois o corte após vazamento deve ser fácil,
sendo notória a distinção entre a peça e o canal de gitagem.
Figura 47 - A: canal de gitagem; B: junção do canal de gitagem à superfície da peça de modo a ser possível distinguir-se a superfície plana da peça e o arredondamento da aresta do canal de gitagem; C: pia de vazamento para componentes femorais de próteses de anca existente no INEGI.
A arquitetura do canal de gitagem foi validada pelo método dos módulos, sendo usada a
ferramenta Mass Properties do SolidWorks para medição das áreas e dos volumes:
Tabela 16 - Cálculo do módulo.
Área (𝑚𝑚2) Volume (𝑚𝑚3) Módulo (𝑚𝑚)
Pia 24680.28 359077.89 14.55
Peça 11356.88 44952.08 3.96
Os valores apresentados para a área não são os totais de cada um dos corpos. Foram subtraídas
as superfícies que não estão em contato direto com a superfície da cavidade moldante sendo
elas: as superfícies de ligação entre a pia e o canal de gitagem da peça, a superfície do topo da
pia e a superfície interna da pia que serve para fixação de um macho que permite a manipulação
do cacho no momento de formação da carapaça cerâmica. Como se pôde verificar (Tabela 16), o
módulo da pia é superior ao módulo da peça. Desta forma, é expectável que as peças solidifiquem
primeiro que a pia, após o vazamento.
O plano de simetria existente no componente femoral da anca foi adotado como plano de
apartação pois permite uma desmoldagem fácil devido à inexistência de contrassaídas. Foram
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criadas duas cavidades cilíndricas (⌀2.5mm×4mm) em cada uma das metades da peça. O objetivo
destas cavidade é permitir o alinhamento entre cada metade no momento de execução o molde.
Figura 48 - As duas metades da peça da anca com cavidades para pinos e canal de gitagem.
A conversão de formato CAD para formato STL foi feita no SolidWorks variando-se os parâmetros
de maneira a que o tamanho do ficheiro fosse próximo de 6Mb.
Foi também feita a verificação volumétrica total de um cacho contendo 4 peças da anca e
também a pia de vazamento apresentada, se estaria dentro dos limites de um cadinho para
fundição de ligas de titânio do INEGI. Verificou-se que havia défice de capacidade do cadinho, no
entanto, a experiência de fundições semelhantes realizadas no INEGI indicou que seria suficiente
para o presente caso pois a pia não seria completamente cheia.
O coeficiente de contração escolhido foi de 2.6% sendo constituído pela soma de duas parcelas,
uma relativa à contração da cera e outra do Ti6Al4V:
O coeficiente de dilatação para a liga de titânio varia consoante a fonte bibliográfica
consultada, não havendo uma fonte que indique exatamente qual o valor entre a
temperatura de fusão (1670⁰C) e ambiente (20⁰C). Por esta razão adotou-se o valor de
9.7*10-6mm/mm.⁰C correspondente ao coeficiente de dilatação médio entre 650⁰C e
20⁰C (TIMET 1999). A relação entre o valor e a temperatura não é linear, como se pode
observar no Gráfico 2 (Carpenter 2000c):
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Gráfico 2 - Expansão térmica do Ti6Al4V (Carpenter 2000c).
O fator de contração calculado para a liga de titânio foi:
𝛼 ∙ ∆𝑇 = 9.7 × 10−6 × (1670 − 20) × 100 = 1.6% (5)
O valor da contração médio da cera é 1% (Campos 2013).
A criação da peça mestre foi conseguida por fabrico aditivo, mais concretamente, por
estereolitografia (SL). Após a peça ter sido feita, esta é lavada numa imersão de água corrente e
é feita pós-cura numa camara com radiação ultravioleta. Os suportes são removidos por corte e
a peça é lixada tentando-se minimizar o efeito de escada para que a superfície seja o mais lisa
possível sem que se comprometa a geometria original da peça. A Figura 49 ilustra o processo de
obtenção do molde de resinas carregadas a partir da peça madre materializada por fabrico
aditivo.
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72 João Leite
Figura 49 - A: 3D Systems Viper si2 SL; B: peça madre do componente femoral da anca obtida por SL; C: construção da caixa para a primeira meia moldação; D: caixa da meia moldação após vazamento da resina.
A primeira metade do molde fez-se pousando uma das metades da peça numa superfície lisa,
construindo-se uma caixa envolvente com 4 tábuas de contraplacado coladas. A colagem foi
acelerada utilizando-se um catalisador entre cada aplicação. Na superfície de apoio da peça,
correspondente ao plano de apartação, são pousadas 4 fêmeas que servirão de guiamento à
outra metade do molde. São feitas aplicações de plasticina nas junções das tábulas e também no
interior das fêmeas de modo a que não haja fugas de resina durante o vazamento desta. Aplica-
se desmoldante QZ 5111 nas superfícies internas da caixa. A resina é preparada misturando-se 2
porções de pó de alumínio PD 200 com 1 de resina de poliuretano R19 de forma a obter-se uma
mistura homogénea. Após o vazamento manual da mistura, a cura é feita ao ar livre durante
aproximadamente 1 hora e meia, não sendo necessário qualquer tipo de intervenção. Antes da
resina solidificar, as bolhas de ar aprisionado sobem para a superfície devido à diferença de
densidades.
A segunda metade do molde é feita do mesmo modo que a primeira exceto a superfície base que
neste caso corresponde ao plano de apartação do meio molde já feito. O alinhamento entre as
duas metades da peça é feita por pinos inseridos nas cavidades existentes em cada metade da
peça.
Em certos casos, após as duas metades dos moldes estarem curadas, a desmoldagem poderá ter
o auxílio de um forno a 70⁰C durante aproximadamente 1 hora. O molde completo poderá ser
visto na Figura 50.
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Figura 50 - Molde para injeção de ceras do componente femoral da anca.
Componente tibial do joelho
O plano de apartação e a localização das cavidades para os pinos foi feita da seguinte forma:
Figura 51 - A: definição do plano de apartação e de duas cavidades para os pinos de guiamento em SolidWorks; B: peça madre obtida por fabrico aditivo SL.
O coeficiente de contração adotado foi o da liga de Co-Cr-Mo ASTM F 75, pois inicialmente
pretendia-se fundir peças nessa liga. Devido à inexistência de dados no INEGI relativos à
contração desta liga, usou-se como referência um artigo científico da revista “The Journal of
Prosthetic Dentistry”, em que Diwan et al. (1997) adotou o valor de 2.3% para a contração total,
incluindo a da cera. Apesar de se ter escolhido este valor fundiu-se esta peça em Ti6Al4V. (Diwan
et al. 1997)
Como a peça já possui um canal de alimentação, não foi necessário fazer-se o dimensionamento
pela regra dos módulos.
O molde foi construido de forma semelhante ao descrito anteriormente. A diferença reside na
forma circular e também no guiamente entre os meios moldes. Neste caso o guiamente é
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74 João Leite
garantido por sulcos. A injeção é feita por um furo existente no canal de gitagem. O pino metálico
introduzido no furo de injeção como pode ser visto na Figura 52 é supérfluo.
Figura 52 - Molde para injeção de ceras do componente tibial do joelho.
Componente femoral do joelho
O projeto e construção do molde para esta peça foi mais complexo que nos casos anteriores. O
tipo de geometria implicou a escolha de mais que um plano de apartação de modo a evitar
contras-saídas. A primeira versão deste molde era constituída por 4 placas moldantes. Após
reflexão chegou-se à conclusão que era possível concretizar o molde com apenas 3 peças. Essa
solução é mais vantajosa pois o menor número de placas moldantes garante melhores resultados
a nível geométrico havendo menores distorções associadas ao número inferior de planos de
apartação. É um aspeto importante, principalmente no interior da concavidade que é constituída
por superfícies de encaixe ao fémur do paciente.
Figura 53 - A: molde com 4 placas moldantes; B: molde com 3 placas moldantes e pinos guia.
O molde foi materializado através de SL na sua totalidade. A obtenção deste molde através do
processo de resinas carregadas descrito anteriormente seria bastante mais complicada e a
qualidade do produto final seria bastante inferior.
O fator de contração escolhido foi o mesmo que o do componente tibial, sendo 2,3%. Como o
componente já possuía canais de gitagem para fundição não foi necessário dimensioná-los.
Após os componentes criados por estereolitografia estarem curados, foi feito reforço estrutural
do molde por meio de furos cheios de resinas de poliuretano carregadas de alumínio. A
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75 João Leite
formulação e os componentes da resina são os mesmos já descritos na construção dos moldes
para o componente da anca e da tíbia. O canal de injeção foi realizado por furação como pode
ser visto na placa moldante do meio, na imagem C da Figura 54.
Figura 54 - A: resinas carregadas para reforço estrutural; B: molde fechado; C: molde aberto.
5.4.2 - Moldes maquinados em alumínio Optou-se por fazer o guiamento entre os meios moldes através de paredes com inclinação de 5⁰.
Comparativamente aos guiamentos por pino e furo, este método não requer peças adicionais e
tem maior durabilidade e precisão. As arestas do guiamento foram quebradas por chanfros para
que haja maior precisão no encosto de superfícies (Figura 57). A superfície de apartação serve de
encosto entre os meios moldes. Foi criada uma folga no plano exterior (Figura 57) (paralelo ao
plano de apartação), para que este não interfira no encosto entre as cavidades moldantes. A
injeção no molde da peça da tíbia é feita perpendicularmente ao plano de apartação de modo a
que haja alimentação na zona de ligação ao canal de gitagem não afetando a geometria da
prótese (Figura 55).
Figura 55 - Vista em corte do meio molde inferior da peça da tíbia mostrando o canal de injeção.
Optou-se pelo alumínio 7075 pois é utilizado na ZCP (Campos 2013).
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76 João Leite
Os desenhos de definição dos moldes estão incluídos no anexo D da presente dissertação. Não
foi realizado o toleranciamento dimensional. A cotagem das cavidades não foi realizada pois esses
valores resultam de ficheiros CAD.
Figura 56 - Molde do componente tibial à esquerda e molde do componente femoral à direita.
Figura 57 - Detalhe do encosto entre meios moldes.
5.5 - Construção de cachos Nesta secção é feita a descrição de todos os passos para a obtenção de cachos vazados.
5.5.1 - Arquitetura de cachos
Foram concebidas as seguintes arquiteturas de cachos com base na experiência e conhecimento
existentes no INEGI:
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
77 João Leite
Figura 58 - Arquiteturas de cachos para fundição e respetivas designações.
O aspeto económico é um fator importante na arquitetura de cada cacho. A Tabela 17 apresenta
o rendimento volumétrico de cada cacho. Este valor é a proporção volumétrica entre as peças
fundidas que se pretende obter e o cacho. Quanto mais elevado for o valor, menor é o desperdício
de material no sistema de gitagem. Para o cálculo do volume do cacho, considerou-se que apenas
é enchido 1/3 do volume da pia pois não há necessidade de a encher na sua totalidade. É
importante salientar que é possível aumentar o rendimento, reduzindo-se o material vazado. No
entanto poderá haver implicações a nível metalúrgico, existindo a possibilidade de não haver
pressão suficiente para encher totalmente as peças nas geometrias em nascente (A3, A4). A
redução do material vazado poderá também provocar defeitos volumétricos como rechupes,
devido à redução da massividade do sistema de gitagem. A otimização da quantidade de
enchimento passa pela realização de sucessivas simulações.
Relativamente aos cálculos da Tabela 17, o volume total de próteses (VTP) foi calculado da
seguinte forma:
𝑉𝑇𝑃 = 𝑉𝑝𝑟ó𝑡𝑒𝑠𝑒 × 𝑛𝑝𝑟ó𝑡𝑒𝑠𝑒 (6)
O volume do cacho (Vcacho) considerando que este é enchido até 1/3 do volume da pia é calculado
do seguinte modo:
𝑉𝑐𝑎𝑐ℎ𝑜 = 𝑉𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙 −2𝑉𝑝𝑖𝑎3
(7)
A fórmula utilizada para o cálculo do rendimento foi:
𝑅𝑒𝑛𝑑𝑖𝑚𝑒𝑛𝑡𝑜 =𝑉𝑇𝑃𝑉𝑐𝑎𝑐ℎ𝑜
× 100 (8)
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Tabela 17 - Cálculos dos rendimentos volumétricos de cada geometria; os valores não resultantes de fórmulas foram medidos em SolidWorks.
A1 A2 A3 A4 T1 T2 J1 J2
Vprótese (mm3) 44952 30953 35177
npróteses 8 6 6 6 8 8 6 6
VTP (mm3) 359619 269714 269714 269714 247623 247623 211062 211062
Vpia (mm3) 353606 743552 332642 332642 332642 332642 743552 743552
Vtotal (mm3) 702344 1103851 808354 822340 695776 697534 1196340 1241148
Vcacho (mm3) 466606 608149 586593 600578 474015 475773 700638 745447
Rendimento (%) 77.1 44.4 46.0 44.9 52.2 52.0 30.1 28.3
Analisando-se os rendimentos da Tabela 17 conclui-se que a geometria A1 é a melhor em termos
de aproveitamento de material pois possui um rendimento mais elevado.
5.5.2 - Simulação de vazamentos
As simulações foram realizadas por Nannan Song da unidade CETECOF do INEGI. O software
utilizado foi o ProCAST e os parâmetros de simulação foram os indicados na Tabela 18. A
geometria A1 não foi simulada pois foi abandonada após a carapaça cerâmica ter fraturado ao
descerificar. Em nenhuma das simulações foi utilizado qualquer tipo de isolamento entre as
carapaças e o exterior. O parâmetro IHTC (Tabela 18) quantifica a condução de calor da cerâmica
utilizada nas carapaças. Os materiais cerâmicos da Tabela 18 são os mesmos que são utilizados
na construção das carapaças cerâmicas.
Tabela 18 - Parâmetros de simulação.
Parte Material Temperatura
inicial (⁰C)
Espessura
(mm)
IHTC
(W/m2K) Arrefecimento
Liga metálica Ti6Al4V 1750 -
900 Ar ambiente Facecoat IMERYS yittra-FullAlumina 1100 2
Backup IMERYS FullAlumina 1100 5
Não foram simuladas todas as geometrias pois algumas são semelhantes. De entre as geometrias
criadas, simularam-se as seguintes: A2, A3, T1, J1. Para cada uma destas geometrias, simulou-se
o enchimento, tempos de solidificação e presença de defeitos volumétricos.
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79 João Leite
Geometria A2:
Enchimento Solidificação (secção) Defeitos (secção)
Velocidade do fluido (m/s) Tempo de solidificação (s) Rechupes (%)
Figura 59 - Resultados da simulação da geometria A2 obtidos no ProCAST.
Geometria A3:
Enchimento Solidificação Defeitos (secção)
Velocidade do fluido (m/s) Tempo de solidificação (s) Rechupes (%)
Figura 60 - Resultados da simulação da geometria A3 obtidos no ProCAST.
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Geometria T1:
Enchimento (secção) Solidificação (secção) Defeitos
Velocidade do fluido (m/s) Tempo de solidificação (s) Rechupes a roxo
Figura 61 - Resultados da simulação da geometria T1 obtidos no ProCAST.
Geometria J1:
Enchimento Enchimento (secção) Defeitos
Velocidade do fluido (m/s) Tempo de solidificação (s) Rechupes a roxo
Figura 62 - Resultados da simulação da geometria J1 obtidos no ProCAST.
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81 João Leite
Interpretação dos resultados
Nenhuma das geometrias simuladas é isenta de rechupes no interior das peças. De acordo com
os casos apresentados na secção 4.3 do presente documento, a solução para evitar os rechupes
nas peças poderá passar pela influência no gradiente térmico através da aplicação de isolante nas
zonas dos canais de gitagem perto da pia de vazamento. O tempo de solidificação dessas zonas
aumentará relativamente ao tempo de solidificação das peças reduzindo-se as falhas de
alimentação ao interior das peças.
Na simulação de enchimento do cacho A2 ocorre um fenómeno de descontinuidade de
escoamento. O fluido atinge a estrela e pinga como pode ser visto na Figura 63. Este fenómeno
não é desejável pois causa turbulência. A geometria A3 não apresenta um escoamento tão
turbulento como em A2 pois há enchimento das próteses em nascente.
Figura 63 - Fenómeno de descontinuidade do escoamento na geometria A2.
O enchimento das geometrias T1 e J1 revelam turbulência, principalmente no momento de
enchimento das peças do fundo. Se a carapaça fosse inclinada de modo a que o fluido escorresse
pela superfície lateral poderia haver uma redução da turbulência no fundo, no entanto haveria
perdas térmicas do fluido podendo afetar de modo nefasto a solidificação. Outra forma mais
válida de redução da turbulência consiste em diminuir o efeito de esquina para que não haja
mudanças abruptas de escoamento. As arestas do sistema de gitagem deverão ser mais
arredondadas.
5.5.3 - Injeção de peças de cera
Os cachos da Figura 58 requerem os seguintes componentes:
A1: 8 componentes de anca, 1 pia de vazamento para componentes femorais de anca;
A2: 6 componentes de anca, pia de vazamento grande, estrela de 6 pontas;
A3: 6 componentes de anca, pia de vazamento média, estrela de 6 pontas, canal de
gitagem de secção quadrada;
A4: 6 componentes de anca, pia de vazamento média, estrela de 6 pontas, canal de
gitagem de secção quadrada;
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82 João Leite
T1: 8 componentes tibiais de joelho, pia de vazamento média, canal de gitagem de secção
quadrada;
T2: 8 componentes tibiais de joelho, pia de vazamento média, canal de gitagem de secção
quadrada;
J1: 6 componentes femorais de joelho, pia de vazamento grande, canal de gitagem de
secção retangular;
J2: 6 componentes femorais de joelho, pia de vazamento grande, canal de gitagem de
secção retangular.
É importante referir que após a injeção, alguns dos componentes foram adaptados segundo as
particularidades inerentes a cada arquitetura de cacho. O número de peças de cera injetadas foi
consideravelmente superior ao necessário pois a injeção de peças de cera é um processo que
necessita de uma cadência estacionária para que haja consistência nas peças obtidas. A cera
utilizada foi a CERITA PATTERN WAX F27-74.
A metodologia geral adotada para obtenção de peças de cera foi a seguinte:
Aplicação de desmoldante e limpeza com ar comprimido: foi usado Domax Special Silicone
com um intervalo de aplicação aproximadamente de 5 peças dependendo do grau de
dificuldade com que as peças são desmoldadas. A limpeza entre cada peça foi feita com
recurso a ar comprimido sendo de especial importância a limpeza do canal de escape de
ar. Após algumas dezenas de peças injetadas é importante efetuar uma limpeza mais
profunda do molde, principalmente nos guiamentos e no plano de apartação a fim de
garantir que as superfícies de contacto entre cada meio molde se mantém planas, para
que não haja fuga de cera para falhas no plano de apartação. Esse tipo de limpeza foi
realizado com recurso a ar comprimido, papel de limpeza e ferros com ponta afiada para
raspar os resíduos de desmoldante gasto e sujidade.
Fecho do molde e aperto com grampos: o número de grampos utilizados depende das
dimensões do molde. Na generalidade foram aplicados dois grampos em cada molde.
Nos moldes das pias, cujas dimensões são maiores, foi necessária a aplicação de quatro
grampos. O método utilizado para o molde do componente femoral do joelho foi mais
complexo devido à natureza do molde. Os grampos não foram aplicados diretamente,
usando-se contraplacado como superfície intermédia para distribuir a carga e evitar
distorções.
Injeção: encostando a ponta da válvula de injeção ao furo existente no molde, aplica-se
uma força no molde contra o cilindro injetor (Figura 64-A), a ponta da válvula recua e há
caudal de cera líquida. A estanquicidade da ligação é favorecida pela aplicação de um
tubo curto de silicone entre o furo do molde e a válvula injetora. Após a injeção é
necessário tapar-se o furo de injeção com um dedo para contrariar a tendência da cera
para a fuga.
Arrefecimento e desmoldagem: o arrefecimento é feito a ar com o molde inicialmente
fechado. Após o tempo de arrefecimento necessário, o molde é aberto e a peça é
desmoldada com o auxílio de ar comprimido. Quanto mais arrefecida estiver a peça
injetada, maior é a facilidade em desmoldar pois o fenómeno de contração já ocorreu,
havendo folgas entre a cavidade moldante e a peça injetada, sendo também a resistência
mecânica da peça injetada mais elevada.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
83 João Leite
Os parâmetros utilizados para a injeção foram os da Tabela 19. Os tempos mais elevados são para
geometrias mais volumosas e também mais complexas como as pias de vazamento e o
componente femoral de joelho, respetivamente. Em certas situações os tempos de
arrefecimento foram mais elevados pois a produção de peças alternou segundo os vários moldes
existentes, ou seja, enquanto alguns moldes injetados arrefeciam, outros iam sendo injetados.
Figura 64 - A: cilindro de injeção; B: válvula reguladora de pressão; C: molde da pia de vazamento média; D: molde do canal de alimentação de secção quadrada.
Tabela 19 - Parâmetros de injeção de ceras.
Parâmetro Valor Instrumento de medição
Tempo de injeção (s) 15 - 20 Cronómetro
Tempo de arrefecimento (min) 1 - 5 Cronómetro
Pressão de injeção (bar) 1.4 - 2.0 Válvula reguladora de pressão
(Figura 64-B)
Temperatura interna do cilindro injetor (⁰C) 69 Termómetro interno do cilindro
Em termos particulares, o molde da peça da tíbia necessitou de especial atenção na limpeza do
canal de escape de ar. Durante as primeiras injeções foi frequente a obstrução do canal de escape
levando à sua reabertura por furação. A solução encontrada foi a pulverização de desmoldante
no canal e limpeza com uma vareta metálica existente na oficina após a desmoldagem de cada
peça. A cavidade moldante possuí uma indentação, já existente desde o fabrico do molde,
levando ao aparecimento consistente de defeitos superficiais nas peças de cera. Uma solução
encontrada para este problema foi o preenchimento da indentação com cera e pulverização com
desmoldante à superfície para que a cera se mantenha. Os resultados obtidos foram satisfatórios,
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
84 João Leite
no entanto esta solução revelou ter um período de vida curto sendo necessário repetir o processo
após cada injeção. Através da experiência, concluiu-se que a pressão de injeção mais bem
sucedida é aproximadamente 1.4 bar pois, pressões mais elevadas davam origem a defeitos de
enchimento como se pode ver na Figura 65-A.
Figura 65 - A: defeito de enchimento; B: defeito superficial causado pela indentação no molde; C: arranjo da indentação por preenchimento com cera; D: peça sem defeito superficial após arranjo da cavidade moldante.
Inicialmente o molde do componente femoral do joelho originava defeitos ao desmoldar-se.
Dificilmente se conseguia desmoldar sem que houvesse fratura dos pinos. A causa deste
problema residia na elevada massividade da zona dos pinos, sendo a solidificação mais tardia,
fragilizando a ligação dos pinos ao resto da peça. A solução passou pela alteração do molde, como
pode ser visto na Figura 66. A introdução de insertos metálicos diminuiu a massividade e
melhorou a condução de calor na zona. O canal de injeção foi alterado para outra zona. Estas
medidas permitiram solucionar o problema.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
85 João Leite
Figura 66 - A: fuga de cera para plano de apartação; B: mal cheio na base do pino; C: vista superior após modificações do molde; D: vista inferior após modificações do molde; E: modificações no molde do componente femoral do joelho.
5.5.4 - Montagem de cachos
A soldadura de cachos foi realizada com um ferro de soldagens para circuitos elétricos adaptado
(Figura 67-A). O tipo de cera utilizado para as uniões foi cera-cola. Como já foi mencionado, alguns
dos componentes foram alterados, nomeadamente os canais de gitagem, cujo comprimento foi
ajustado por corte ou soldadura de extensões consoante o cacho. Uma boa junção deverá ser
arredondada, livre de arestas e reentrâncias. Para se atingir o efeito pretendido, pode ser
necessário fundir pingos de cera nas junções, inclinando-se para que a cera preencha toda a
junção. As juntas poderão também ser aperfeiçoadas por remoção de excessos com uma
pequena faca. Não foram usados instrumentos na medição das distâncias de montagem. Devido
ao excesso de peças de cera injetadas como se pode ver na Figura 67-D, selecionaram-se as de
melhor qualidade.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
86 João Leite
Figura 67 - A: ferro de soldar; B: junção incompleta; C: junção com cera cola e arredondamento de arestas.
Figura 68 - A: cacho J2; B: cacho A4; C: cacho T1.
5.6 - Construção de carapaças cerâmicas Os procedimentos e formulações cerâmicas foram os mesmos para todos os cachos. O tipo de
formulação cerâmica adotado foi em função da liga Ti6Al4V, existente no INEGI. Esta liga é
bastante utilizada no INEGI, pelo que os procedimentos e formulações cerâmicas já estão
desenvolvidos. A cerâmica utilizada tem como base ítria para o facecoat e alumina para as
camadas de reforço. A sequência de camadas foi a seguinte:
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
87 João Leite
Tabela 20 - Metodologia para formação de carapaças cerâmicas e valores obtidos para a viscosidade, pH e densidade das barbotinas.
Tem
po
de
seca
gem
(h
)
Tem
po
de
imer
são
(s)
Bar
bo
tin
a
(lig
ante
/cer
âmic
o/o
rdem
)
Are
ia
Cachos
A1, A2, A3, A4 T1, T2 J1, J2
Vis
cosi
dad
e
pH
Den
sid
ade
Vis
cosi
dad
e
pH
Den
sid
ade
Vis
cosi
dad
e
pH
Den
sid
ade
3 30 AY Ítria 125-
150 μm 21.97 10.55 3.06 21.97 10.55 3.06 21.97 20.55 3.06
1,5 Imersão
Impregnação
50% AF+50%
H2O
- - - - - - - - - -
2 60 AY Ítria 125-
150 μm 12.85 10.25 3.03 12.85 10.25 3.03 12.85 10.25 3.03
2 60 AFAl Al2O3 60
FEPPA - - - - - - - - -
2 60 AFAl Al2O3 60
FEPPA - - - - - - - - -
2 60 AFAl Al2O3 60
FEPPA 9.35 - - 9.35 - - - - -
2 60 AFAl Al2O3 60
FEPPA 9.44 - - 9.44 - - 8.90 8.57 2.49
2 60 AFAl Al2O3 60
FEPPA 9.40 8.56 2.80 9.40 8.56 2.50 - - -
2 60 AFAl Al2O3 60
FEPPA 8.90 8.57 2.49 8.90 8.57 2.49 9.72 8.55 2.50
12 60 AFAl Banho - - - - - - - - -
Cada camada é formada mergulhando-se o cacho numa tina rotativa (Figura 69) contendo a
barbotina no estado líquido, de seguida são pulverizadas partículas cerâmicas mergulhando-se o
cacho numa tina contendo partículas fluidizadas através dum escoamento interno de ar. Cada
camada é seca através de convecção forçada e humidade controlada. Não foram usados
instrumentos de medição para o tempo de imersão. Após cada camada foram realizadas
medições à viscosidade, densidade e pH das barbotinas. Para a medição destas grandezas físicas,
utilizaram-se instrumentos de medição apropriados. Os resultadas relativos a cada carapaça
podem ser consultados na Tabela 20.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
88 João Leite
Figura 69 - A: Imersão de cacho em tina rotativa com barbotinas; B: mergulho em tina com partículas cerâmicas fluidizadas; C: secagem de carapaças.
Durante as primeiras camadas do cacho A4, uma das próteses fraturou acidentalmente na zona
de junção entre a estrela e a prótese (Figura 72). Apesar do sucedido, prosseguiu-se com a
formação da carapaça.
5.7 - Descerificação e vazamento Antes da descerificação, foram furados os canais de gitagem para que a cera fundida possa
escapar mais facilmente durante a descerificação, como pode ser visto nos cachos T2 e J1 da
Figura 71. A descerificação foi realizada num forno a 1100 ⁰C durante 2 horas por flash firing
(Figura 70-A). Os furos de escape da cera foram tapados com cerâmicas após a descerificação,
como pode ser visto nos cachos T1 e J2 da Figura 71
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
89 João Leite
Figura 70 - A: forno para descerificação por flash firing; B: forno para sinterização; C: forno para pré-aquecimento.
A primeira carapaça a ser descerificada foi a A1, acabando por fraturar e ficar totalmente
inutilizada (Figura 71). Uma possível explicação para o sucedido poderá residir na elevada
concentração de tensões na aresta da gola (Figura 71-B). O facto de as peças estarem demasiado
juntas poderá ter resultado em distribuições térmicas adversas provocando deformações
excessivas nos pontos de maior proximidade.
Figura 71 - A: carapaça A1 inutilizada após descerificação; B: fissura.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
90 João Leite
Figura 72 - Carapaças descerificadas e respetivas designações.
Após a descerificação as carapaças foram sinterizadas a 1450 ⁰C no forno da Figura 70-B. Quando
é especificado pelos objetivos da fundição de determinado cacho, certas partes da carapaça
poderão ser revestidas com duas camadas de fibra de vidro da Morgan, referência Super wood
SW Plus de densidade 96 e 13 mm de espessura.
Figura 73 - A: carapaça A2 com revestimento a fibra de vidro; B: forno de indução em cadinho frio com levitação.
A fundição e vazamento do Ti6Al4V é realizada num forno de indução em cadinho frio com
levitação (Figura 73-B).
O procedimento de fundição é o seguinte:
Limpeza com ar comprimido da câmara inferior onde se introduz a carapaça;
Limpeza da vedação entre a câmara inferior e superior com papel embebido em álcool;
Colocação de lã de vidro no fundo da câmara inferior para servir de apoia a carapaças;
Introdução da carapaça no interior da câmara inferior, diretamente após esta ter estado
no forno de pré-aquecimento a 1100 ⁰C mais de 1 hora. São usados tijolos para fixar a
carapaça encostando-se;
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
91 João Leite
Duas lavagens do interior do forno com árgon, variando-se a pressão entre 7.2×10-2 mbar
e 50 mbar;
Controlo e inertização com árgon a 120 mbar;
Aumento da potência do circuito de indução progressivamente por patamares para fusão
do metal;
Abertura do stopper após o metal estar completamente fundido e a levitar;
Arrefecimento da carapaça vazada no interior.
Durante o processo de fundição é fundamental a leitura dos valores das temperaturas (Figura 74-
B) de entrada do circuito de refrigeração, do stopper e do cadinho. Outros parâmetros a ter em
conta são a tensão e corrente do circuito de potência (Figura 74-B).
Figura 74 - A: controlos; B: monitorização do controlador de potência e mostradores das temperaturas em baixo; C: vista do topo do forno com cadinho incandescente e termómetro a para medição da temperatura do metal no interior do cadinho.
O vazamento das carapaças ficou bastante atrasado devido à disponibilidade do forno de
vazamentos, que foi bastante afetada por problemas técnicos e por outros trabalhos decorrentes
no INEGI. Apesar disso, houve três tentativas de vazamento. Numa das tentativas ocorreu o
fenómeno de arcos elétricos entre o metal fundido e as partes metálicas do cadinho. Noutra
situação, o sistema de segurança do forno desligou o sistema ao regular-se a corrente elétrica
para 298 A sendo o limite de 300 A. O valor real da corrente poderá ter ultrapassado o limite
devido a picos na alimentação elétrica. Na terceira tentativa mal sucedida, foi excedida a
capacidade máxima de fundição de titânio ao tentar fundir-se aproximadamente 1.7 Kg. O metal
não ficou totalmente líquido, tentando-se vazar a parte líquida para a carapaça. Devido à abertura
reduzida do stopper, o metal líquido continuou a levitar, não sendo possível vazar.
O problema mais limitante da fundição está relacionado com a capacidade insuficiente de
vazamento. O circuito de potência do forno está limitado a 75% da sua capacidade total. De
acordo com a experiencia de casos passados semelhantes neste equipamento, o limite ronda 1.6
Kg de titânio sendo insuficiente para a maioria dos casos expostos na Tabela 21.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
92 João Leite
Tabela 21 - Comparação de massas de cachos com o limite do forno; o valor usado para a massa volúmica do Ti6Al4V está na Tabela 7; para a massa de metal necessária sem enchimento da pia, subtraiu-se Vpia ao Vtotal da Tabela 17, convertendo-se para massa através da massa volúmica.
Cacho A2 A3 A4 T1 T2 J1 J2
mTi6Al4V (kg) (1/3 da pia cheia) 2.69 2.59 2.65 2.10 2.10 3.10 3.29
m’Ti6Al4V (kg) (sem pia) 1.59 2.10 2.16 1.60 1.61 2.00 2.30
Limite Ti do forno a 75% de potência (kg) 1.6
A consequência do longo período de espera foi o deterioramento de algumas das carapaças. A
carapaça T1 fraturou na zona da pia de vazamento, como pode ser visto na Figura 72. A fratura
não tornou a carapaça inutilizável pois foi possível repará-la com massa cerâmica. A carapaça A4
fraturou na zona da gola (Figura 75) de uma prótese ficando inutilizada.
Figura 75 - Fratura na carapaça A4.
A escassez de tempo para realização de vazamentos impôs restrições aos cachos a vazar. O
historial do estudo de próteses de anca no INEGI tornou a fundição dos cachos com próteses do
joelho (T1, T2, J1, J2) prioritária pois não existem estudos de fundição de próteses de joelho no
INEGI até à data. Abandonaram-se os cachos A2, A3 e A4.
Os resultados das simulações apontam para a possibilidade de haver rechupes no interior das
peças de joelho. Como forma de testar a precisão das simulações, os vazamentos foram
realizados em concordância com as simulações. Não foi utilizado qualquer tipo de isolamento
térmico.
A primeira carapaça a ser vazada foi a T1, após ser feita a reparação da fratura na pia utilizando-
se cerâmica. Esta carapaça, cuja quantidade de material necessário é a mais reduzida de entre as
carapaças criadas, não encheu completamente todas as peças (Figura 76-A). Embora a
quantidade de material requerida sem pia seja igual à capacidade máxima do forno de
vazamentos, algum metal fundido fica retido no cadinho não fluindo na sua totalidade para o
interior da carapaça. Este acontecimento contribui para o não enchimento total das peças do
cacho. O défice de metal fundido causou deficiência de pressão no enchimento do terceiro
patamar de peças (Figura 76-C), resultando em falhas de enchimento.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
93 João Leite
Figura 76 - A: cacho T1 após abate e remoção das peças que ficaram completamente cheias; B: vista laterial do cacho T1 evidenciando a falha de enchimento; C: peça após separação do cacho por corte; D: peça em estado bruto de vazamento.
Após o corte, cada peça foi granalhada (Figura 77), a fim de remover a sujidade resultante da
fundição e do abate da carapaça cerâmica. Só após a granalhagem é que é possível examinar a
presença de defeitos na superfície das peças.
Figura 77 - Peças do cacho T1 após granalhagem.
5.8 - Análise de peças obtidas Após o abate das carapaças cerâmicas, separação e granalhagem de cada peça, procedeu-se à
análise das mesmas de forma a poder-se comparar com os parâmetros definidos por normas.
Análise química:
A liga vazada é a Ti6Al4V. A composição desta liga processada por fundição é definida pela norma
ASTM F 1108. Esta norma requer o método E 120 da ASTM para análise da composição química.
O método utilizado para análise da composição química foi a análise por espectrometria.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
94 João Leite
É possível concluir (Tabela 22) que a liga das amostras analisadas é a Ti6Al4V pois os principais
elementos de liga são o Alumínio e o Vanádio, sendo o elemento base Titânio.
O método analítico (espectrometria) não permite a deteção de Oxigénio, de Azoto nem de
Hidrogénio. Foram detetados outros elementos para além dos especificados pela norma ASTM F
1108, usada como referência.
Tabela 22 - Resultados da análise por espectrometria.
Propriedades mecânicas da liga vazada:
As propriedades mecânicas mínimas são definidas pela norma da liga, que neste caso, é a ASTM
F 1108. Esta norma requer utilização do método E 8, definido pela ASTM. Este método especifica
o procedimento dos ensaios de tração a realizar. De acordo com a norma ASTM F 1108, os
provetes deverão ser fundidos na mesmas condições que as utlizadas na produção das próteses.
Após a fundição, os provetes deverão ser maquinados até às suas dimensões padrão.
Os resultados apresentados na Tabela 23 são fruto do trabalho desenvolvido por Frederico Silva
Gomes na sua dissertação (Silva Gomes 2014). Os provetes foram vazados nas mesmas condições
que as próteses obtidas, sendo maquinados até à sua forma final.
Tabela 23 - Comparação entre propriedades mecânicas mínimas e valores obtidos por ensaio de tração.
Propriedades mecânicas mínimas ASTM F1108
(no estado pós-fundição, recozido, HIP)
Resultados do ensaio de
tração
Tensão de rotura (MPa) 860 821
Tensão limite de
elasticidade (0,2%) (MPa) 758 748
Extensão após rotura (%) 8 8
Composição Química
Al V Fe O C N H Outros
ASTM F 1108
(%)
5.5 -
6.75
3.5 -
4.5 <0.20 <0.20 <0.10 <0.05 <0.015 -
Espectrometria
(%) 6.38 3.88 0.048 - 0.053 - -
%Sn <0.009; % Zr <0.0005;
%Mo=0.020; %Si=0.026;
%Mn=0.005; %Cr=0.027;
%Ni=0.020; %Cu=0.021;
%Nb=0.061; %Pd=0.014
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
95 João Leite
Os resultados obtidos estão um pouco abaixo dos valores mínimos exigidos. No entanto é
importante salientar que os valores mínimos pressupõe da realização de HIP.
Microestrutura:
A norma da liga, ASTM F 1108, não estabelece parâmetros microestruturais. No entanto, é
também importante a análise microestrutural no contexto do presente trabalho. A norma ISO
5832-3, relativa à liga Ti6Al4V para conformação plástica, define a microestrutura no estado
recozido. Esta deverá ser do tipo α+β globular, livre de inclusões visíveis quando usada uma
ampliação de 200×. A norma ISO 5832-3 usa como referências (Anexo A) para comparação de
microestruturas, a norma ISO 20160.
Para análise microestrutural, foram preparadas duas amostras de duas peças diferentes da tíbia
do cacho T1, segundo o plano de simetria (Figura 78). Imediatamente após o corte das peças, é
notória a ausência de rechupes segundo o plano de simetria. As amostras foram analisadas por
microscopia ótica e também por estereomicroscopia no laboratório de materialografias do INEGI.
O ataque químico foi feito com o reagente de Kroll (solução aquosa de ácido fluorídrico com ácido
nítrico). Este reagente torna as estruturas α mais claras enquanto as estruturas β ficam escuras.
A existência de defeitos nas amostras, nomeadamente microporosidades, é impercetível a olho
nu (Figura 78). Pela Figura 82-A conclui-se que o tamanho de grão varia entre 1 e 2 mm. A
microestrutura possui duas fases distintas sendo a morfologia acicular (Figura 83 e Figura 84).
Não é percetível a existência de camada de α-case. Foram detetadas algumas porosidades de
origem gasosa devido à forma circular que apresentam (Figura 80, Figura 81, Figura 85 e Figura
86)
Figura 78 - Amostra 1 e amostra 2.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
96 João Leite
Amostra 1:
Figura 79 - Microscopias óticas da microestrutura da amostra 1 (objetiva 0.5, zoom 20×, reagente de Kroll); A: na periferia; B: no interior.
Figura 80 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 1 (reagente de Kroll,23×); A: microporosidade (≈500 μm) na extremidade da haste; B: microporosidade de grandes dimensões (≈500 μm) na proximidadede da periferia.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
97 João Leite
Figura 81 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 1 (reagente de Kroll,75×); A: microporisidades (≈500 μm e ≈100 μm) no interior; B: microporosidade (≈500 μm) na periferia.
Amostra 2:
Figura 82 - Microscopias óticas da microestrutura da amostra 2 (objetiva 0.5, zoom 20×, reagente de Kroll); A: na periferia com régua graduada em mm; B: no interior.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
98 João Leite
Figura 83 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2 (reagente de Kroll,75×); A: no interior; B:no interior com técnica de polarização.
Figura 84 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2 (reagente de Kroll); A: no interior (150×); B:no interior (150×, polarização); C: no interior (300×).
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
99 João Leite
Figura 85 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2 (reagente de Kroll); A: microporisidades na periferia (23×); B: microporosidade (231 μm) (150×).
Figura 86 - Estereoscopias da microestrutura da amostra 2 (reagente de Kroll, 750×); A: microporisidade (57 μm); B: microporosidade (≈20 μm).
Superfície:
A superfície deverá estar de acordo com a Tabela 24.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
100 João Leite
Tabela 24 - Caracterização da superfície de acordo com as normas.
Norma Superfície
ASTM F 1018-88 α-case totalmente removida por maquinagem química ou por maquinagem
convencional.
ASTM F 86-84 “Os implantes metálicos, quando inspecionados segundo o método
estabelecido, deverão ser livres de imperfeições superficiais tais como as
provocadas por ferramentas (toolmarks), entalhes, fendas, cavidades,
rebarbas e outros defeitos que comprometam a funcionalidade do
dispositivo. A superfície deverá também ser livre de detritos resultantes do
acabamento e de outros contaminantes indesejáveis.”
Segundo as especificações apresentadas na revisão bibliográfica, não serão aceites próteses com
inclusões superficiais superiores a 20 μm após conclusão de todos os processos de granalhagem
e polimento. As peças fundidas foram apenas sujeitas a granalhagem após fundição. A superfície
apresenta defeitos superficiais como pode ser visto na Figura 87 e na Figura 88. É também visível
que a aresta do patamar não ficou viva como no CAD original.
Figura 87 - A: detalhe da aresta do patamar da peça fundida sendo visíveis alguns defeitos superficiais; B: CAD da geometria original mostrando a aresta viva do patamar.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
101 João Leite
Figura 88 - A: defeito superficial na aresta do patamar da peça fundida; B: CAD da geometria original.
Microdurezas:
Foram feitas medições de microdurezas (Gráfico 3) na zona do patamar e também da haste.
Gráfico 3- Microdurezas (HV) no patamar e na haste das duas amostras em função da distância à superfície (mm).
Não há grande variação dos resultados obtidos entre a periferia e o interior, sendo que estes
variam entre 280 e 380 HV. Os valores típicos da camada de α-case variam entre 600 e 800 HV
(Duarte et al. 2008). Conclui-se então que não houve formação da camada de α-case pois os
valores apresentados estão bastante abaixo dos valores típicos de α-case não havendo grandes
variações entre a periferia e o interior da peça.
0
50
100
150
200
250
300
350
400
0,03 0,1 0,3 0,5 1 5
Mic
rod
ure
za (
HV
)
Distância à superfície (mm)
Microdurezas em função da distâcia à superfície
Amostra 1 - Haste
Amostra 2 - Haste
Amostra 1 - Patamar
Amostra 2 - Patamar
Carga utilizada: 50g
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102 João Leite
Análise dimensional:
A variação dimensional de todo o processo foi feita por scan tridimensional, através do GOM
ATOS Triple Scan, sendo a geometria resultante sobreposta à geometria original que se pretende
obter. A sobreposição foi realizada pelo software de processamento ATOS Professional. Para
efeitos comparativos, a geometria original (em CAD) utilizada não possui qualquer fator de
contração, enquanto o fator de contração adotado foi de 2.3% para a peça fundida. As diferenças
dimensionais entre as duas geometrias estão realçadas por cores e por valores locais, como pode
ser visto na Figura 89 e na Figura 90. Os valores negativos indicam que a peça fundida contraiu
mais que o desejado enquanto os valores positivos têm o significado oposto.
Figura 89 - Variação dimensional da peça obtida relativamente à geometria original; vista frontal.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
103 João Leite
Figura 90 - Variação dimensional da peça obtida relativamente à geometria original; vista por trás.
Pela análise das duas figuras conclui-se que no geral a peça fundida contraiu mais do que se
pretendia embora as geometrias estejam relativamente próximas na sua generalidade. Na
extremidade do pino, é notório o excesso de contração sendo que a diferença dimensional
máxima entre geometrias anda próxima de 0.89 mm. A zona circundante do patamar também
revela excesso de contração.
O coeficiente de contração adotado (2.3%) não está muito longe do valor real, no entanto, este
valor revela-se um pouco insuficiente pois a peça obtida apresenta dimensões mais reduzidas
que as desejadas. O coeficiente de contração que deverá ser adotado em trabalhos futuros para
a Ti6Al4V deverá ser superior a 2.3%.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
104 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
105 João Leite
6 - Análise crítica do trabalho desenvolvido De todas as carapaças criadas foi realizado o vazamento de uma carapaça. Embora tivesse sido
interessante vazar as restantes carapaças, os resultados obtidos da carapaça vazada foram
importantes e são úteis para trabalhos futuros.
O desenvolvimento de arquiteturas de gitagem poderia ter sido melhor no aspeto do volume de
metal necessário pois a limitação do forno foi sobrestimada. Como forma de testar a capacidade
de produção industrial, poderiam ter sido criados cachos de dimensões superiores até 15 Kg, que
é a capacidade máxima de algumas empresas. Seria impossível vazar totalmente este tipo de
cachos no INEGI, sendo necessária colaboração com outras empresas. O vazamento das
geometrias desenvolvidas também poderia ter sido feito para ligas de Cobalto-Crómio.
Relativamente à análise de especificações e normas de próteses efetuada, foram analisadas as
normas às quais foi possível aceder. Em alguns casos, as normas analisadas não foram as mais
atuais, devido aos elevados custos associados à aquisição de todas as normas atualizadas. Apesar
disso foi possível uma compreensão aprofundada acerca dos requisitos exigidos pelas normas
relativos à produção de próteses articulares.
Com a realização desta dissertação foi possível colocar em prática diversos conhecimentos
adquiridos ao longo do curso. Foram identificados pontos de melhoria, que são apresentados
como possíveis propostas de trabalhos futuros.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
106 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
107 João Leite
7 - Conclusões Em relação às normas analisadas:
Não há requisitos geométricos para próteses articulares.
A superfície deve ser livre de imperfeições e de detritos resultantes do acabamento não
podendo ser usados processos abrasivos com partículas de ferro.
O acabamento de componentes trabalhados na liga Ti6Al4V poderá ser polido ou mate.
O mesmo também se aplica para componentes na liga de cobalto-crómio-molibdénio.
A microestrutura da liga Ti6Al4V é apenas normalizada para a variante trabalhada
(wrought), sendo do tipo α+β globular.
A microestrutura da liga de cobalto-crómio-molibdénio não é definida por qualquer uma
das normas analisadas. Não foi possível aceder à norma ISO 5832-12, relativa a esta liga
fundida.
A liga Ti6Al4V fundida deverá ser processada por prensagem isostática a quente após
maquinagem química. Para além destes tratamentos, também poderão ser realizados
tratamentos térmicos que alterem as propriedades mecânicas. A aplicabilidade de
tratamentos térmicos na liga de cobalto-crómio-molibdénio para fundição não está
normalizada.
De acordo com as especificações da produção de próteses comerciais apresentadas:
O intervalo de tolerâncias mais apertado é ±0.1 mm, estando fora dos limites das
tolerâncias lineares definidos por VDG P 690 para fundição por cera perdida.
A rugosidade definida é de 3.2 Ra, correspondendo ao grau N8, segundo VDG P 690.
Relativamente às arquiteturas de sistemas de gitagem:
A geometria A3 (em nascente) apresenta um enchimento menos turbulento
relativamente à geometria A2.
Todas as simulações das arquiteturas de sistemas de gitagem apresentam rechupes no
interior das peças. A utilização de isolamento no exterior das carapaças para controlo da
solidificação e diminuição de rechupes é uma possibilidade a encarar.
A geometria A2 é propícia a descontinuidades no escoamento (pingas) do metal durante
o enchimento;
O cacho A1 possui o rendimento mais elevado pois tem um sistema de gitagem
relativamente pouco volumoso, enquanto os cachos J1 e J2 possuem sistemas de gitagem
de baixo rendimento.
Sobre as peças do cacho T1:
Não houve rechupes.
A microestrutura obtida foi bifásica acicular.
A superfície não tem α-case.
A coeficiente de contração adotado (2.3%) foi insuficiente.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
108 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
109 João Leite
8 - Trabalhos futuros Existem bastantes trabalhos que poderão ser desenvolvidos a partir da presente dissertação.
Dado que o forno de vazamentos foi uma das principais limitações no desenvolvimento do
trabalho experimental, seria interessante o projeto e desenvolvimento de um forno de com maior
capacidade e fiabilidade superior. Um dos pontos de melhoramento poderá residir na criação de
um sistema de suporte para carapaças cerâmicas no interior do forno, pois o método atual poderá
ser pouco preciso e seguro, uma vez que a carapaça é simplesmente apoiada em tijolos.
A análise dos defeitos e conformidade com as normas poderá ser outro trabalho futuro, sendo a
presente dissertação um bom ponto de partida.
O estudo da variação dimensional ao longo de todo o processo de fundição por cera perdida é
interessante para que se possa caracterizar o modo como cada fase influencia as variações
dimensionais do produto.
Na presente dissertação, não foi explorada a possibilidade de reparação por soldadura de peças
fundidas. Esta é uma área interessante para o desenvolvimento de futuros trabalhos.
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
110 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
111 João Leite
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115 João Leite
Anexos
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116 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
117 João Leite
Anexo A Microestruturas de A1 a A9 da norma ISO 20160
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118 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
119 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
120 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
121 João Leite
Anexo B Resultados da análise química por espectrometria da
prótese metálica proveniente do INEGI
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122 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
123 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
124 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
125 João Leite
Anexo C
Limites de defeitos admissíveis por inspeção visual,
por líquido penetrante e por raio-x
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
126 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
127 João Leite
Limites aceitáveis para inspeção visual
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
128 João Leite
Limites aceitáveis para teste do líquido penetrante
(ISO 9583)
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
129 João Leite
Limites aceitáveis para radiografia segundo ISO 9584
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
130 João Leite
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
131 João Leite
Anexo D
Desenhos de definição dos moldes para injeção de
ceras em alumínio para o componente femoral e
para o componente tibial
Desenvolvimento da metodologia de projeto e fabrico de próteses articulares
132 João Leite
250
2
1
130
80
1
ISO 8015, ISO 2768
03/06/2014João Leite FATOR DE CONTRAÇÃO: 1.6%
MATERIAL: Al 7075
Desenhou
Verificou
Aprovou
NOME
Indicação
Escala 1:2 Folha: 1/3
A4Molde - Anca INEGI - CeraDATA
Quantidade Descrição
1
Meio Molde Superior - Anca INEGI - Cera2
1
1
Meio Molde Inferior - Anca INEGI - Cera
PESO: 14.294 Kg
250
130
1 X 45°
15
15
R5
90°
10,
50
45 R5
10
40
R2,50 5°
48
Meio Molde Inferior - Anca INEGI - Cera A4
Folha: 2/3Escala 1:2
DATANOME
Aprovou
Verificou
Desenhou
MATERIAL: Al 7075
FATOR DE CONTRAÇÃO: 1.6%João Leite 03/06/2014
ISO 8015, ISO 2768
PESO: 6.879 Kg
250
130
1 X 45° 90°
10,
50
49
9
R2,50 5°
48
ISO 8015, ISO 2768
03/06/2014João Leite FATOR DE CONTRAÇÃO: 1.6%
MATERIAL: Al 7075
Desenhou
Verificou
Aprovou
NOME DATA
Escala 1:2 Folha: 3/3
A4Meio Molde Superior - Anca INEGI - Cera
PESO: 7.415 Kg
100
1
2
1
120
120
Meio Molde Inferior - Tíbia INEGI - Cera
1
1
2 Meio Molde Superior - Tíbia INEGI - Cera
1
DescriçãoQuantidade
DATA
Molde - Tíbia INEGI - Cera A4
Folha: 1/3Escala 1:2
Indicação
NOME
Aprovou
Verificou
Desenhou
MATERIAL: Al 7075
FATOR DE CONTRAÇÃO: 2.3%João Leite 03/06/2014
ISO 8015, ISO 2768
PESO: 3.931 Kg
120
1 X 45°
DD
90°
10 5
10
40
120
5°
SECTION D-D
ISO 8015, ISO 2768
03/06/2014João Leite FATOR DE CONTRAÇÃO: 2.3%
MATERIAL: Al 7075
Desenhou
Verificou
Aprovou
NOME DATA
Escala 1:2 Folha: 2/3
A4Meio Molde Inferior - Tíbia INEGI - Cera
PESO: 1.430 Kg
120
10
R5
1 X 45°
DD
120 9
69
5°
SECTION D-D
Meio Molde Superior - Tíbia INEGI - Cera A4
Folha: 3/3Escala 1:2
DATANOME
Aprovou
Verificou
Desenhou
MATERIAL: Al 7075
FATOR DE CONTRAÇÃO: 2.3%João Leite 03/06/2014
ISO 8015, ISO 2768
PESO: 2.501 Kg
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