Avaliação da acurácia em mensurações lineares de protótipos mandibulares a partir de imagens de TCFC com diferentes protocolos de aquisição : Accuracy of linear measurements in mandibular prototypes from different cone beam CT images acquisition protocols

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LEONARDO VIEIRA PERONI

AVALIAÇÃO DA ACURÁCIA EM MENSURAÇÕES LINEARES DE

PROTÓTIPOS MANDIBULARES A PARTIR DE IMAGENS DE TCFC

COM DIFERENTES PROTOCOLOS DE AQUISIÇÃO

ACCURACY OF LINEAR MEASUREMENTS IN MANDIBULAR

PROTOTYPES FROM DIFFERENT CONE BEAM CT IMAGES

ACQUISITION PROTOCOLS

Piracicaba 2019

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AVALIAÇÃO DA ACURÁCIA EM MENSURAÇÕES LINEARES DE

PROTÓTIPOS MANDIBULARES A PARTIR DE IMAGENS DE TCFC

COM DIFERENTES PROTOCOLOS DE AQUISIÇÃO

ACCURACY OF LINEAR MEASUREMENTS IN MANDIBULAR

PROTOTYPES FROM DIFFERENT CONE BEAM CT IMAGES

ACQUISITION PROTOCOLS

Piracicaba 2019

Orientadora: Profa. Dra. Solange Maria de Almeida Boscolo

Tese apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba, da Universidade Estadual de Campinas, como parte dos requisitos exigidos para a obtenção do título de Doutor em Radiologia Odontológica, na Área de Concentração Radiologia Odontológica. Thesis presented to the Piracicaba Dental School of the University of Campinas in partial fulfillment of the requirements for the degree of Doctor in Oral Radiology, in Oral Radiology area.

ESTE EXEMPLAR CORRESPONDE À VERSÃO FINAL DA TESE DEFENDIDA PELO ALUNO LEONARDO VIEIRA PERONI E ORIENTADA PELA PROFA. DRA. SOLANGE MARIA DE ALMEIDA BOSCOLO.

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Identificação e informações acadêmicas e profissionais do aluno: - ORCID do autor: https://orcid.org/0000-0002-1391-6216

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abnegação sempre me proporcionaram a melhor formação possível. Que toda essa caminhada se torne uma memória de felicidade e traga satisfação e orgulho aos seus corações. Obrigado por todo amor doado.

À minha amada esposa, Flávia Medeiros Saavedra de Paula, por todo o amor, carinho e cumplicidade. Reafirmo que todos esses anos não teriam sido tão bons sem você ao meu lado. Obrigado por sempre querer o melhor à nossa família e ser a locomotiva dos nossos sonhos.

Ao Carlos Bacon, o melhor amigo canino que poderia ter, um ser de luz e pelos que só traz felicidade com sua presença. Obrigado por compor essa família, por ser meu companheiro nos dias de solidão e por todo amor incondicional.

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Pessoal de Nível Superior - Brasil (CAPES) - código de Financiamento 001.

À Universidade Estadual de Campinas, na pessoa do Prof. Dr. Marcelo Knobel.

À Faculdade de Odontologia de Piracicaba, na pessoa do Prof. Dr. Francisco Haiter-Neto.

Ao Centro de Tecnologia da Informação Renato Archer, na pessoa do Dr. Jorge Vicente Lopes da Silva.

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Ao primo-irmão, Flávio Peroni Araújo Silveira, pela amizade e parceria em todos as etapas de nossas vidas.

À minha madrinha, Eliane Simões Vieira, por todo carinho, suporte, confiança e amor maternal. Aos meus irmãos beneditinos, pela amizade inigualável e amor fraternal.

Aos meus amigos Leonardo Carneiro Costa e Caroline Guimarães Castro, representantes de um grande grupo de amigos de infância, por nunca desistirem de mim e compreenderem meus momentos de ausência.

Aos meus amigos da UERJ, Márcio Maciel, Cristiane Balman e Gabriela Marques pelo carinho e amizade, mesmo à distância.

Aos meus amigos Mayra Yamasaki, Gustavo Santaella e Gustavo Nascimento por dividirem os ensinamentos, os momentos de felicidade e principalmente pela amizade construída.

À minha amiga e companheira de trabalho, Francielle Silvestre Verner, por estar sempre disposta a ajudar e a compartilhar seus conhecimentos.

À minha professora orientadora, Dra. Solange Maria de Almeida Boscolo, e ao seu marido, Dr. Frab Norberto Boscolo, pelos ensinamentos, parceria e por acreditarem no meu trabalho. Sempre guardarei com carinho nossas conversas.

Aos professores da Radiologia Odontológica da Faculdade de Odontologia de Piracicaba, Prof. Dr. Francisco Haiter-Neto, Profa. Dra. Deborah Queiroz de Freitas França e Prof. Dr. Matheus Lima de Oliveira, pelo empenho no ensino e incentivo ao crescimento profissional de cada um dos alunos do programa.

Aos professores que compuseram a banca de defesa, Dr. Felippe Bevilacqua Prado, Dr. Alexandre Rodrigues Freire, Dra. Francine Kühl Panzarella de Figueiredo e Dra. Monikelly do Carmo Nascimento Marchini, bem como os suplentes, Dr. Flávio Ricardo Manzi e Dr. Amaro Ilídio Vespasiano Silva, por realizarem contribuições valorosas ao trabalho e à minha formação.

Aos professores que compuseram a banca de qualificação, Dra. Ana Cláudia Rossi, Dr. Francisco Haiter-Neto e Dr. Alexander Tadeu Sverzut, por contribuírem de forma tão rica

com trabalho final.

Aos funcionários da Radiologia Odontológica, Luciane Sattolo, Waldeck Moreira, Fernando Andrade e Sarah Bacchim, que poderiam ter escolhido ser apenas funcionários, mas tornaram-se amigos muito queridos.

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“É preciso engatinhar para depois correr.”

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(Digital Imaging Communications in Medicine). Atualmente, vários tipos de aparelhos de tomografia computadorizada de feixe cônico (TCFC) estão disponíveis e, independentemente de suas tecnologias distintas, a qualidade da imagem e a dose de radiação do paciente podem variar dependendo da configuração escolhida pelo operador. Sendo assim, o objetivo deste estudo foi avaliar a acurácia em mensurações lineares de protótipos mandibulares produzidos por meio da técnica de sinterização seletiva a laser (SLS) a partir de imagens de TCFC com diferentes protocolos de aquisição visando determinar o protocolo mais adequado à prática clínica. Para este estudo, três mandíbulas secas intactas foram selecionadas e marcas esféricas foram feitas usando guta-percha para determinar os pontos anatômicos. As imagens de TCFC foram adquiridas em uma unidade i-CAT Next Generation. Para avaliar a influência do campo de visão (FOV), tamanho do voxel e o grau de rotação do dispositivo, foram estabelecidos nove protocolos de aquisição de imagens (P1: FOV 16x13cm, voxel 0,2mm, grau de rotação 360°; P2: 16x08cm, 0,2mm, 360°; P3: 16x08cm, 0,2mm, 180°; P4: 16x13cm, 0,25mm, 360°, P5: 16x08cm, 0,25mm, 360°; P6: 16x08cm, 0,25mm, 180°; P7: 16x13cm, 0,4mm, 360°; P8: 16x08cm, 0,4mm, 360°; P9: 16x08cm, 0,4mm, 180°), totalizando 27 arquivos no formato DICOM. Os volumes das mandíbulas foram segmentados e convertidos em formato STL (Standard Tessellation Language) e impressos em 3D através da técnica de SLS. Em seguida, 24 medidas lineares baseadas nos pontos anatômicos de referência foram executadas usando um paquímetro eletrônico digital. As medidas foram realizadas por dois avaliadores e repetidas cinco vezes nas mandíbulas secas e nos protótipos. Para a análise estatística, foram utilizados os testes de coeficiente de correlação intraclasse (ICC), ANOVA one-way com post-hoc de Dunnett, com nível de significância de 5% (p≤0.05). Os protocolos P2 e P4 não mostraram diferenças estatísticas nas medidas em mandíbulas secas e protótipos. Além disso, observou-se que os protocolos P7 e P9 foram os menos precisos, apresentando dez medidas com diferença estatisticamente significante (p<0,05). Conclui-se que os protocolos 2 e 4 foram os mais acurados, porém, para atender ao princípio ALARA, os autores indicam o protocolo 2 para confecção dos protótipos mandibulares.

Palavras-chave: Impressão Tridimensional. Mandíbula. Precisão da Medição Dimensional. Projeto Auxiliado por Computador. Tomografia Computadorizada de Feixe Cônico.

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images. Nowadays, several types of CBCT units are available, and regardless their distinct technology and manufactures, the image quality and the radiation dose of the patient may vary depending on the configuration chosen by the operator. Thus, the aim of this study was to evaluate the accuracy of mandibular prototypes produced by the selective laser sintering (SLS) technique from CBCT images that were acquired by different protocols to determine the most appropriate protocol to clinical practice. For this study, three intact dry mandibles were selected, and spherical markings were made using gutta-percha to determine anatomical landmarks. CBCT images were acquired in an i-CAT Next Generation unit. In order to evaluate the influence of the field of view (FOV), voxel size and scan mode of the device, nine protocols of image acquisition were established (P1: FOV 16x13cm, voxel 0.2mm, scan mode 360°; P2: 16x08cm, 0.2mm, 360°; P3: 16x08cm, 0.2mm, 180°; P4: 16x13cm, 0.25mm, 360°, P5: 16x08cm, 0.25mm, 360°; P6: 16x08cm, 0.25mm, 180°; P7: 16x13cm, 0.4mm, 360°; P8: 16x08cm, 0.4mm, 360°; P9: 16x08cm, 0.4mm, 180°), totalizing 27 files in DICOM format. The volumes were segmented and converted into an STL format and 3D printed through the technique of SLS. After that, 24 linear measurements based on the landmarks, were executed using a digital electronic caliper. Measurements were performed by two evaluators and repeated five times in the dry mandibles and prototypes. The intraclass correlation coefficient (ICC) and One-way analysis of variance (ANOVA) with Dunnett's post-hoc test were performed for statistical analysis. Significance level was 5% (p≤0.05). Protocols P2 and P4 did not show statistical differences on measurements on dry mandibles and prototypes. Furthermore, it was observed that P7 and P9 protocols were the least accurate, presenting ten measurements with a statistically significant difference (p <0.05). It is concluded that protocols 2 and 4 were the most accurate, however, in order to comply with the ALARA principle, the authors indicate the protocol 2 for confection of mandibular prototypes.

Keywords: Computer-Aided Design. Cone-Beam Computed Tomography. Dimensional Measurement Accuracy. Mandible. Printing, Three-Dimensional.

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2 ARTIGO: Accuracy of linear measurements in mandibular prototypes from different cone

beam CT images acquisition protocols ... 18

3 CONCLUSÃO. ... 37

REFERÊNCIAS ... 38

ANEXOS: Anexo 1 - Metodologia Detalhada... 39

Anexo 2 - Certificação do Comitê de Ética em Pesquisa FOP - UNICAMP...49

Anexo 3 - Documento de Submissão do Artigo ... 50

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1 INTRODUÇÃO

Os recentes avanços tecnológicos dos equipamentos e softwares na área odontológica criaram um fluxo de trabalho digital, possibilitando uma maior eficiência no diagnóstico e planejamento. A introdução dessa nova forma de assistir o paciente permite que o profissional consiga uma reabilitação previsível por meio de fotos intra e extrabucais, escaneamentos intrabucais, enceramentos diagnósticos virtuais, tomografias computadorizadas, biomodelos virtuais e impressões tridimensionais (Salmi et al., 2013; Marsango et al., 2014; Nasseh e Al-Rawi, 2018).

A impressão tridimensional (3D), também conhecida por prototipagem rápida ou manufatura aditiva, foi aplicada pela primeira vez na região crânio-maxilo-facial em 1983 (Katkar et al., 2018). A utilização desses protótipos vem ganhando especial atenção na cirurgia e traumatologia bucomaxilofacial. Autores como Cohen et al. (2009), Herlin et al. (2011) e Wang et al. (2012) relataram a importância da utilização dos biomodelos no planejamento de tratamento de diversas situações clínicas, como traumas, cirurgias ortognáticas e ressecção de tumores. Na radiologia, a impressão 3D consiste na fabricação de órgãos representados nas imagens DICOM (Digital Imaging Communications in Medicine), como modelos físicos de crânio específicos do paciente, ou biomodelagem (Huotilainen et al., 2014). No entanto, por não aceitarem imagens DICOM, as impressoras 3D operam com objetos individualizados definidos por superfícies que envolvem uma região do espaço. Um formato de arquivo padrão para definir essas superfícies é o STL (Standard Tessellation Language) que delineia superfícies como uma coleção de triângulos (facetas) que se encaixam como um quebra-cabeça (Mitsouras et al., 2015; M. van Eijnatten et al., 2018).

Conceitualmente, divide-se todo o processo de biomodelagem em três partes: aquisição de imagem, pós-processamento de imagem e impressão 3D (Huotilainen et al., 2014; Mitsouras et al., 2015). Os modelos de prototipagem são produzidos a partir da sequência de imagens adquiridas em exames de tomografia computadorizada, ressonância magnética ou escaneamentos intrabucais (Hazeveld et al., 2013; Matsumoto et al., 2013). A tomografia computadorizada de feixe cônico (TCFC) destaca-se dentre as modalidades de exames para avaliação das estruturas mineralizadas maxilo-faciais, uma vez que fornece imagens acuradas com dose de radiação relativamente baixa em relação à tomografia computadorizada de feixe em leque (Liang et al., 2010; Spin-Neto et al., 2013).

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O uso da TCFC na clínica odontológica fornece várias vantagens para a imaginologia maxilo-facial (Scarfe e Farman, 2008). Nas especialidades odontológicas onde a imagem 3D é necessária, a TCFC é considerada por alguns como o exame padrão (Scarfe et al., 2009). As dimensões do volume de varredura ou FOV (Field of View) que podem ser cobertos dependem principalmente do tamanho e da forma do detector, da geometria de projeção do feixe e da capacidade de colimá-lo. Nessa técnica, a colimação do feixe de raios X primário permite a limitação da radiação X à região de interesse (Region of Interest - ROI). Portanto, um FOV ideal pode ser selecionado para cada paciente com base na apresentação da doença e na região designada a visualização (Scarfe e Farman, 2008). Atualmente, a maioria dos sistemas de TCFC possui múltiplos tamanhos de FOV pré-estabelecidos pelos fabricantes, somente alguns possuem colimação livremente ajustável permitindo FOVs de qualquer altura. Contudo, esta função é altamente desejável, de acordo com o princípio “ALARA” (“as low as reasonably achievable” - tão baixo quanto razoavelmente possível), pois proporciona economia de dose ao limitar o campo irradiado para se ajustar ao FOV (Scarfe e Farman, 2008; Pauwels et al., 2015; Costa et al., 2019).

O FOV é o parâmetro de imagem mais simples em termos de otimização, pois FOVs maiores aumentam a dose de radiação para o paciente (Pauwels et al., 2015). Além disso, os FOVs maiores aumentam a quantidade relativa de radiação espalhada que chega ao detector, levando a um aumento no ruído (granulação da imagem) e nos artefatos, especialmente quando se utiliza baixo sinal na tentativa de restringir a dose de radiação. (Scarfe et al., 2009; Pauwels et al., 2015). Essa redução na resolução da imagem necessitaria do uso de voxels (elementos de volume) de tamanhos menores, contudo, TCFCs com FOVs extensos e voxels mínimos não conseguem ser reconstruídas devido ao aumento excessivo no tamanho do arquivo e no tempo de reconstrução. Assim, os FOVs devem ser mantidos o menor possível, cobrindo apenas a ROI (Scarfe et al., 2009; Pauwels et al., 2015; Nasseh e Al-Rawi, 2018).

Na TCFC, o objeto digitalizado é reconstruído como uma matriz tridimensional de voxels de natureza isotrópica (valor igual nas três dimensões) com cada voxel sendo atribuído a um valor de tom de cinza de acordo com a atenuação do material dentro dele (Scarfe e Farman, 2008; Spin-Neto et al., 2013). As dimensões do voxel dependem principalmente do tamanho do pixel (elemento de imagem) na área do detector. A redução no tamanho do voxel é desejável para aumentar a resolução espacial e, portanto, fornecer maiores detalhes de imagem. Contudo, pixels menores capturam menos fótons de raios X e resultam em mais ruído de imagem, necessitando de maior intensidade de radiação para a melhora da qualidade (Scarfe e Farman,

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2008; Scarfe et al., 2009; Pauwels et al., 2015). Resolução espacial, ou nitidez, refere-se à capacidade de discriminar pequenas estruturas em uma imagem. Na geração de imagens por TCFC, a resolução espacial é determinada por vários fatores, como o tamanho do ponto focal, o tamanho do elemento detector, o filtro de suavização e o tamanho do voxel reconstruído. Então, o tamanho de voxel por si só, é apenas um preditor muito rudimentar da resolução espacial disponível (Brüllmann e Schulze, 2015).

Segundo Mitsouras et al. (2015), as seções da imagem mais espessas comprometem a precisão do modelo, enquanto as seções muito finas (voxel menor do que 0,25 mm) exigem segmentação extensiva e refinamento de STL. Os biomodelos cardíacos demonstram precisão suficiente com seções de 0,5 mm, mas objetos delgados, como o assoalho da órbita, podem exigir seções mais finas. Dach et al. (2018) avaliaram a relação do tamanho do voxel na acurácia de imagens radiológicas tridimensionais a partir de TCFC e demonstraram que ele tem importante efeito na acurácia, afirmando que, na maioria das indicações de TCFC, inclusive em implantodontia, é recomendável o uso de voxel medindo 0,3 mm, já em questionamentos endodônticos ou diagnósticos de trauma, o tamanho de voxel de 0,2 mm garante uma maior acurácia de imagem. Segundo Dalili et al. (2012), a utilização de menores tamanhos de voxel otimiza a detecção de reabsorção radicular externa simulada, assim como Razavi et al. (2010) constataram o mesmo referente à espessura da cortical óssea perimplantar.

Durante o escaneamento da TCFC, o tubo de raios X e o detector de imagem giram em sincronia ao longo de uma trajetória circular, com fulcro fixo na cabeça do paciente. Os tempos de rotação variam entre 10 e 40 segundos tipicamente, existindo protocolos de varredura mais rápidos e mais lentos (Pauwels et al., 2015). Na rotação, um feixe de raios X em forma de cone ou pirâmide pode gerar algumas centenas de projeções bidimensionais (raw data). Essas projeções, então, serão reconstruídas em uma representação tridimensional do objeto digitalizado. Um parâmetro de aquisição de imagem que está relacionado com esse movimento do aparelho é o grau de rotação. Enquanto a maioria dos tomógrafos de TCFC adquire projeções ao longo de um ângulo de 360° (uma volta completa do tubo e detector), uma rotação de 180° mais o ângulo do feixe (meia rotação) é suficiente para a reconstrução de um FOV completo (Scarfe e Farman, 2008; Pauwels et al., 2015; Costa et al., 2019). Existem potenciais implicações dosimétricas e de qualidade de imagem ao se utilizar o giro parcial do aparelho. Para alguns sistemas, a varredura mais curta implica em um menor total de mAs (produto miliamperagem segundo). A redução na dose de radiação será proporcional ao arco de rotação, ou seja, 180° de rotação resultaria numa redução de dose de aproximadamente 50%. Contudo,

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em termos de qualidade de imagem, uma rotação parcial tende a diminuir a qualidade geral da imagem, apresentando um ruído maior e sofrendo com artefatos de interpolação de reconstrução (Scarfe e Farman, 2008; Scarfe et al., 2009; Pauwels et al., 2015; Costa et al., 2019).

O método de manufatura aditiva médica sempre requer pós-processamento de imagem, porém essa etapa pode introduzir desvios geométricos que causam distorções nos protótipos resultantes. Estudos recentes sugerem que a maioria das imprecisões são geradas durante a aquisição da imagem e o seu processamento, ao invés da fabricação (impressão 3D), que geralmente é considerada precisa (van Eijnatten et al., 2018). A conversão de dados DICOM em modelos de superfície 3D é apontada como uma importante causa de inexatidão na prototipagem rápida. A principal etapa nesse processo de conversão de imagem é a segmentação que tem por finalidade visualizar ou quantificar uma determinada estrutura ao dividir uma imagem em regiões distintas (segmentos) (Pauwels et al., 2015). A segmentação é tecnicamente exigente e computacionalmente difícil, exigindo software específico, no entanto, proporciona uma reconstrução de superfície volumétrica com profundidade (Scarfe e Farman, 2008).

A segmentação de dados pode ser realizada automaticamente, manualmente ou por uma combinação dos dois. Contudo, para regiões anatômicas complexas, a segmentação manual é frequentemente necessária, exigindo uma maior experiência do usuário (por exemplo, conhecimento de anatomia) e tornando-se uma potencial fonte de erros (Houtilainen et al., 2014). O algoritmo mais comum para a segmentação de imagem é o global thresholding, no qual a imagem é dividida de acordo com os valores dos tons de cinza, sendo necessária uma certa quantidade de consideração subjetiva ao escolher o seu valor de intensidade. Esse problema é especialmente evidente quando a distribuição da intensidade do voxel na imagem não é uniforme, como na técnica de TCFC, e a imagem não é corrigida adequadamente. É possível utilizar um, dois ou múltiplos valores de thresholding, sendo a aplicação mais comum discriminar o osso de outros tecidos nessa modalidade de imagem (Scarfe e Farman, 2008; Houtilainen et al., 2014; Mitsouras et al., 2015; Pauwels et al., 2015).

Houtilainen et al. (2014) demonstraram que há a ocorrência de imprecisões e diferenças causadas por diferentes métodos de conversão de dados STL em protótipos de crânio gerados a partir de um único conjunto de DICOM. Segundo van Eijnatten et al. (2018), atualmente, não há protocolos padronizados para a manufatura aditiva médica na literatura, e o algoritmo global thresholding requer um pós-processamento manual intensivo, chegando a um tempo de limpeza

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de 10 horas para se obter maior precisão. Essa extensiva tarefa é frequentemente a maior causa do elevado custo relacionado à prototipagem rápida na medicina.

As impressoras 3D usam dados codificados no arquivo STL para depositar e depois unir sucessivas camadas 2D de material. Isso é semelhante à segmentação de um volume de tecido ao identificar ROIs bidimensionais em seções transversais consecutivas que o envolvem (Mitsouras et al., 2015). A produção tridimensional de objetos físicos (protótipos) usando as tecnologias assistidas por computador (Computer Aided Design - CAD e Computer Aided Manufacturing - CAM) pode se utilizar de variadas técnicas (Primo et al., 2012). A Sociedade Americana para Padrões de Testes e de Materiais (ASTM Active Standard F2792, junho de 2012) desenvolveu um conjunto de normas que classificam os processos em sete categorias de acordo com a terminologia padrão para tecnologias de manufatura aditiva: vat polymerization, materials extrusion, material jetting, binder jetting, direct energy deposition, sheet lamination e powder bed fusion (Katkar et al., 2018).

A tecnologia powder bed fusion utiliza uma fonte térmica, laser ou feixe de elétrons, para promover a fusão entre partículas de pó numa área de construção, produzindo uma parte sólida. Uma das técnicas mais empregadas é a sinterização seletiva a laser (Selective Laser Sintering - SLS), que utiliza um laser de dióxido de carbono para sinterizar seletivamente finas camadas de material em pó, ou seja, compactar e formar uma massa sólida de material sem fundi-lo ao ponto de liquefação, camada por camada, gerando uma estrutura sólida (Silva et al., 2008; Katkar et al., 2018). O resultado deste processo é um componente envolto completamente em pó do material original não sinterizado. Por conta disso, não há a necessidade de suportes durante a manufatura, oferecendo muita liberdade de design ao permitir que geometrias complexas sejam facilmente construídas (Ibrahim et al., 2009). As peças normalmente possuem alta resistência e rigidez com uma grande variedade de métodos de pós-processamento disponíveis, o que significa, muitas vezes, que a SLS é usada para fabricar peças finais (Mitsouras et al., 2015; Katkar et al., 2018).

Como apresentado, a criação de protótipos 3D precisos requer uma ampla bagagem de conhecimento e domínio de novas habilidades técnicas para gerar formatos de arquivo exclusivos reconhecidos por impressoras 3D. Considerando a importância clínica da confecção de protótipos acurados para um correto planejamento do tratamento, a possibilidade da influência de diferentes fatores na dimensão dos modelos e a falta de protocolos de aquisições de imagens por TCFC destinadas a impressão 3D, faz-se necessária a realização de estudos que

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avaliem a acurácia dos modelos produzidos por prototipagem rápida a partir de imagens de TCFC. Sendo assim, o objetivo deste estudo foi avaliar a acurácia em mensurações lineares de protótipos mandibulares produzidos por meio da técnica de SLS a partir de imagens de TCFC com diferentes protocolos de aquisição.

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2 ARTIGO: Accuracy evaluation in linear measurements of mandibular prototypes using CBCT images with different acquisition protocols

A versão em inglês desse artigo intitulado “Accuracy of linear measurements in mandibular prototypes from different cone beam CT images acquisition protocols” foi submetida ao periódico Dentomaxillofacial Radiology, DMFR. A estruturação do artigo baseou-se nas “Instruções aos autores” preconizadas pela editora do periódico.

Original Article

Accuracy evaluation in linear measurements of mandibular prototypes using cone beam CT images with different acquisition protocols

Leonardo Vieira Peroni1, Francielle Silvestre Verner 2, Karina Lopes Devito3, Jorge Vicente Lopes da Silva 4, Solange Maria de Almeida Bóscolo1.

1 - Department of Oral Diagnosis, Piracicaba Dental School, State University of Campinas, Piracicaba, SP, Brazil.

2 - Division of Oral Radiology, Department of Dentistry, Federal University of Juiz de Fora, Campus GV, Governador Valadares, MG, Brazil.

3 - Division of Oral Radiology, Department of Dental Clinic, Federal University of Juiz de Fora, Juiz de Fora, MG, Brazil.

4 - Renato Archer Information Technology Centre, Campinas, SP, Brazil

Corresponding author: Leonardo Vieira Peroni

E-mail address: leo_peroni@hotmail.com

Av. Limeira, 901, Areião - Piracicaba, SP – Brazil, 13414-903 Phone: 55 19 21065227

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Abstract

Objective: To evaluate the accuracy of mandibular prototypes produced by the selective laser sintering (SLS) technique from cone beam CT (CBCT) images that were acquired by different protocols.

Methods: Anatomical landmarks were marked with gutta-percha in three intact dry mandibles. CBCT images were acquired in an i-CAT Next Generation unit. Nine protocols of image acquisition were established (P1: FOV 16x13cm, voxel 0.2mm, scan mode 360° ; P2: 16x08cm, 0.2mm, 360°; P3: 16x08cm, 0.2mm, 180°; P4: 16x13cm, 0.25mm, 360°, P5: 16x08cm, 0.25mm, 360°; P6: 16x08cm, 0.25mm, 180°; P7: 16x13cm, 0.4mm, 360°; P8: 16x08cm, 0.4mm, 360°; P9: 16x08cm, 0.4mm, 180°) to evaluate the influence of the FOV, voxel size and scan mode of the device. The volumes were segmented, converted into STL format and 3D printed through SLS technique. Two evaluators performed 24 linear measurements based on anatomical landmarks in both the dry mandibles and prototypes, using a digital electronic caliper. The intraclass correlation coefficient (ICC) and One-way analysis of variance (ANOVA) with Dunnett's post-hoc test were used for statistical analysis (p≤0.05).

Results: Protocols P2 and P4 were the most accurate ones, as they did not show statistical differences between measurements on the gold standard and prototypes. Furthermore, we observed that P7 and P9 protocols were the least accurate, presenting ten measurements with a statistically significant difference (p <0.05).

Conclusions: Although protocols 2 and 4 were similarly accurate, in order to comply with the ALARA principle, the authors indicate the protocol 2 for confection of mandibular prototypes.

Keywords: Computer-Aided Design; Cone-Beam Computed Tomography; Dimensional Measurement Accuracy; Mandible; Printing, Three-Dimensional.

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Introduction

Following a world tendency, the dentistry field have been modernized by the incorporation of technological advancements such as equipment and software.1 As a result, routine tasks of several areas of dentistry have been optimized. Such technological advancements provide aid to clinicians not only by improving treatment efficiency, but also during the development of a diagnosis and treatment planning.2

Three-dimensional (3D) printing, also known as rapid prototyping or additive manufacturing, has gained special attention among dentists and dental researches. The possible applications of 3D printing are: 3D printed dentures and prosthesis, dental models, clear orthodontic aligners and orthodontic mini-implants, computed tomography based endodontic guides for root canal treatments, and manufacturing anatomical models, guides, and scaffolds for bone defects in oral and maxillofacial surgery.3

Some of these applications, such as the manufacturing anatomical models, require images acquired in examinations of computed tomography or magnetic resonance in Digital Imaging Communications in Medicine (DICOM) files.4 However, by not accepting DICOM images, 3D printers operate with a standard file format that delineates surfaces as a collection of triangles (facets) that fit together as a jigsaw puzzle, Standard Tessellation Language (STL).5,6

Conceptually, the whole process of biomodelling is divided into three parts: image acquisition, image post processing and 3D printing.4,5,7 Regarding image acquisition, cone beam computed tomography (CBCT) stands out. This technique provides accurate images of maxillofacial mineralized structures, with relatively low radiation dose and lower cost when compared with multidetector computed tomography (MDCT).8,9

Nowadays, several types of CBCT units are available and, regardless their distinct technology and manufactures, all CBCT units can be set in several ways.10_{Parameters of image}

acquisition, such as field of view (FOV) size, voxel size and scan modes (full or partial rotation) should be properly adjusted when necessary.11_{As one might expect, with such broad variety of}

parameters options, image quality and patient radiation dose may vary depending on setting chose by the operator.12

For a correct treatment planning and success of dental procedures it is imperative highly accuracy between 3D printed prototypes and its real structure.4,6 Considering large variety of

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CBCT imaging acquisition protocols and their influence on the resulted 3D printed object, it is important to develop a standard image acquisition protocol that results in the best match between image and 3D printed piece.6 Thus, we aimed to evaluate the accuracy of mandibular prototypes produced by the selective laser sintering (SLS) technique from CBCT images that were acquired by different protocols to determine the most appropriate protocol to clinical practice.

Methods and materials

Sample selection and preparation

After local ethics committee approval (protocol n°851.488/2014), three intact dry skulls and mandibles without metallic dental restorations from the collection of anatomical pieces of the Department of Anatomy (Institute of Biological Sciences, Federal University of Juiz de Fora, Juiz de Fora, MG, Brazil) were selected. In each mandible, spherical markings (figure 1) were made using gutta-percha (Tanari, Tanariman Industrial LTDA, Manaus, AM, Brazil) by a trained researcher, to determine anatomical landmarks. Landmarks were adapted (table 1) from what was reported by Choi et al. (2002) and Ibrahim et al. (2009).13,14

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Table 1. Anatomical Landmarks

Anatomical Landmarks Description

Lateral Right Mandible Condyle (LRMC)

Most lateral point of the right mandible condyle

Lateral Left Mandible Condyle (LLMC)

Most lateral point of the left mandible condyle

Medial Right Mandible Condyle (MRMC)

Most medial point of the right mandible condyle

Medial Left Mandible Condyle (MLMC)

Most medial point of the left mandible condyle

Upper Right Mandible Condyle (URMC)

Uppermost point of the right mandible condyle

Upper Left Mandible Condyle (ULMC)

Uppermost point of the left mandible condyle

Right Coronoid (RCr)

Uppermost point of the right coronoid process

Left Coronoid (LCr)

Uppermost point of the left coronoid process

Right Gonium (RGo)

Posterior and lowermost point of the right mandibular angle

Left Gonium (LGo)

Posterior and lowermost point of the left mandibular angle

Mental (Me)

Lowermost point of the middle line of the mandibular symphysis

Right Mental Foramen (RMF)

Left Mental Foramen (LMF)

Medial point of the right mental foramen Medial point of the left mental foramen Pogonion

(Pog)

Most projecting median point of the mentum

Alveolar Crest (AC)

Uppermost point of the alveolar crest between the alveoli of mandibular central incisors

Tooth 37 Vestibular (37V)

Point in the vestibular region of the alveolar ridge of the tooth 37

Tooth 37 Lingual (37L)

Point in the lingual region of the alveolar ridge of the tooth 37

(23)

Image acquisition

CBCT images were acquired in an i-CAT Next Generation® unit (Imaging Sciences International, Hatfield, PA, USA). A standardized dry skull positioning acrylic device and soft tissue simulator was used, as previously reported (Visconti et al., 2013).15 CBCT unit exposure parameters were 120 kVp and 5 mA. Skulls were placed in the positioner with the occlusal plane parallel to the ground and the median sagittal plane perpendicular to the ground. In order to evaluate the influence of the FOV, voxel size and scan mode of the device, nine protocols of image acquisition were established as shown in table 2.

(24)

Table 2. Image acquisition protocols. Protocol FOV (cm) Voxel (mm) Scan Mode Scanning time (s) 01 16x13 0.2 360o 26.9 02 16x08 0.2 360o 26.9 03 16x08 0.2 180º 14.7 04 16x13 0.25 360o 26.9 05 16x08 0.25 360o 26.9 06 16x08 0.25 180o 14.7 07 16x13 0.4 360o 8.9 08 16x08 0.4 360o 8.9 09 16x08 0.4 180o _4.8

All the images were stored in DICOM format - a total of 27 files. The volumes were segmented by the global thresholding method (maximum value: +9575, minimum value: -651), with posterior manual refinement performed by a trained radiologist, on the InVesalius version 3.1 software (CTI Renato Archer, Campinas, SP, Brazil). The 27 files were sent to the Renato Archer Information Technology Center (CTI, Campinas, SP, Brazil), where they were converted into STL format and 3D printed.

3D Printing

The 27 mandible prototypes were obtained through the technique of selective laser sintering (SLS), resulting in polyamide (DuraForm ® PA, 3D Systems, Rock Hill, CA, EUA) biomodels (figure 2) made in the DTM Sinterstation 2000 printer (3D Systems, Rock Hill, CA, USA). Each prototype was fabricated in approximately 6 hours and 30 minutes.

(25)

Figure 2. Images of the angle and ramus of the mandible prototypes made from different acquisition protocols showing different surface details.

Linear Measurements

It was performed a total of 24 linear measurements (table 3) based on the landmarks previously selected, using a digital electronic caliper (Absolute, Digimatic Caliper, Mitutoyo, Kawasaki, Japan) with an accuracy of 0.01 mm. Measurements were performed by two previously instructed evaluators in the dry mandibles (gold standard) and prototypes. All data were tabulated, and means were used to perform statistical analysis.

(26)

Table 3. Standardized measurements at selected landmarks. Linear Measurements LRMC-LLMC LRMC-MRMC LLMC-MLMC URMC-ULMC MRMC-MLMC RGo-LGo RGo-Me LGo-Me RGo-URMC LGo-ULMC RGo-Pog LGo-Pog RCr-RGo LCr-LGo RCr-LCr AC-Me RMF-LMF 37V-37L 35V-35L 33V-33L 31V-31L 43V-43L 45V-45L 47V-47L

The two evaluators performed all measurements in a room with adequate environment and lighting. Each measurement was performed 5 times to evaluate the reproducibility of the method. A second evaluation was performed after 30 days under the same conditions with 20% of the sample to assess the reproducibility of the method.

Statistical analysis

Statistical analysis was performed using GraphPad Prism software version 8.0 (GraphPad Software, La Jolla, CA, USA). ANOVA one-way and post-hoc Dunnett's tests, with a significance level (α) of 5%, were used to compare the measurements recorded in the different protocols with those of the gold standard. The intraclass correlation coefficient (ICC) was determined to evaluate the intra and inter-examiners agreements.

Results

ICC revealed an excellent intra-examiner agreement for the linear measurements performed in both dry skulls (1.00) and prototypes (agreement ranging from 0.98 to 0.99) according to the interpretation of ICC by Cicchetti.16 The inter-examiner agreement showed an excellent value of 0.99 (p<0.05).

(27)

It was observed that the linear measurements LRMC-LLMC (0.0103), RGo-LGo (0.0171), AC-Me (0.0173), 37V-37L (0.0209), 35V-35L (0.0016), 33V-33L (0.0130), 31V-31L (0.0252), 43V-43L (0.0460), 45V-45L (0.0112) and 47V-47L (0.0047) in protocol 7, and LRMC-LLMC (0.0426), MRMC-MLMC (0.0130), RGo-LGo (0.0373), RCr-LCr (0.0321), AC-Me (0.0184), 35V-35L (0.0197), 31V-31L (0.0183), 43V-43L (0.0004), 45V-45L (0.0089), 47V-47L (0.0021) in protocol 9 were statistically significant different, when compared to the gold standard (p<0.05). Protocols 7 and 9 had the highest number of measurements differences when compared to the gold standard - ten different measurements; followed by protocol 8 that presented nine statistically significant different measurements (p<0.05): LRMC-LLMC (0.0417), LRMC-MRMC (0.0068), MRMC-MLMC (0.0387), 37V-37L (0.0465), 33V-33L (0.0306), 31V-31L (0.0441), 43V-43L (0.0205), 45V-45L (0.0080) and 47V-47L (0.0363).

Protocol 6 had four measurements with statistically significant difference when compared to the gold standard (p<0.05): MRMC-MLMC (0.0146), RGo-LGo (0.0043), 31V-31L (0.0085), 45V-45L (0.0066), while protocols 1 and 5 presented three measurements with statistically significant difference (p<0.05): RGo-Me (0.0100), LGo-Me (0.0207) and AC-Me (0.0428) in P1 and LRMC-LLMC (0.0384), URMC-ULMC (0.0435) and MRMC-MLMC (0.0486) in P5.

Only two measurements were statistically significantly different in protocol 3 (p<0.05): MRMC-MLMC (0.0215), AC-Me (0.0409). Finally, the protocols P2 and P4 did not show statistical differences regarding measurements on both dry mandibles and prototypes. Statistical analyses are shown on table 4.

(28)

Table 4. Mean values (standard deviation) of different linear measures in millimeters with different protocols.

Asterisk (*) means significant statistical difference (p<0.05).

Linear Measures Gold Standard P1 P2 P3 P4 P5 P6 P7 P8 P9

LRMC-LLMC 106.20 (10.840) 112.90 (9.614) 112.78 (9.837) 113.10 (9.949) 112.80 (9.306) 113.20 (9.666)* 113.21 (9.207) 113.30 (10.470)* 113.60 (9.458)* 114.70 (9.920)* LRMC-MRMC 16.95 (1.265) 17.90 (1.410) 18.22 (1.184) 17.90 (1.417) 17.66 (1.314) 17.89 (1.434) 18.48 (2.357) 17.99 (1.312) 17.75 (1.265)* 18.52 (1.932) LLMC-MLMC 17.69 (1.035) 18.23 (1.394) 18.34 (1.271) 18.48 (1.275) 18.26 (1.193) 18.37 (1.269) 18.20 (1.254) 18.77 (1.461) 18.67 (1.365) 19.07 (1.290) URMC-ULMC 90.12 (10.730) 96.29 (9.263) 96.20 (9.086) 97.65 (10.200) 96.37 (9.008) 97.06 (9.551)* 96.31 (9.018) 96.35 (9.835) 96.80 (8.816) 97.22 (8.975) MRMC-MLMC 73.16 (8.117) 78.68 (7.807) 78.01 (7.374) 78.04 (7.960)* 78.33 (7.997) 79.09 (7.041)* 78.43 (7.608)* 78.83 (7.667) 79.51 (6.932)* 79.29 (7.757)* RGo-LGo 85.49 (9.702) 88.79 (8.984) 88.96 (8.838) 88.53 (8.863) 88.29 (7.387) 88.20 (8.207) 88.14 (9.603)* 88.60 (9.348)* 88.16 (7.845) 87.91 (9.256)* RGo-Me 80.34 (3.176) 82.88 (2.926)* 82.39 (3.162) 82.45 (2.742) 82.79 (2.142) 82.68 (2.608) 82.28 (3.629) 82.96 (3.109) 82.40 (1.973) 82.81 (2.720) LGo-Me 81.58 (3.188) 84.17 (3.489)* 84.02 (4.130) 84.35 (3.731) 84.14 (3.419) 84.14 (3.006) 84.21 (4.273) 84.83 (3.775) 84.27 (3.921) 84.67 (4.238) RGo-URMH 59.18 (9.194) 59.92 (9.846) 59.49 (8.660) 59.40 (9.618) 59.69 (9.527) 59.79 (9.411) 59.63 (9.053) 60.08 (8.463) 60.23 (8.559) 59.83 (9.159) LGo-ULMH 55.53 (8.837) 56.74 (8.834) 55.78 (7.654) 54.04 (7.124) 56.15 (8.666) 56.66 (8.756) 56.38 (8.706) 56.53 (7.938) 57.03 (8.737) 55.95 (8.829) RGo-Pog 81.84 (4.065) 84.17 (3.953) 84.05 (4.378) 84.02 (4.287) 83.63 (3.821) 84.22 (3.989) 83.02 (5.006) 83.69 (4.139) 83.39 (3.745) 83.93 (4.189) LGo-Pog 83.49 (4.057) 85.67 (4.544) 86.14 (4.799) 85.69 (4.779) 85.45 (4.306) 85.61 (3.911) 85.64 (5.147) 85.98 (4.742) 85.48 (4.970) 87.89 (4.006) RCr-RGo 57.17 (2.882) 58.64 (2.840) 58.32 (2.596) 57.86 (3.325) 58.04 (3.554) 58.68 (2.645) 57.98 (2.725) 58.92 (2.113) 58.54 (2.342) 58.39 (3.179) LCr-LGo 55.33 (1.872) 57.15 (1.296) 56.37 (0.782) 56.54 (1.623) 56.50 (1.852) 57.23 (1.355) 57.01 (1.247) 56.96 (0.695) 57.31 (1.336) 56.79 (1.333) RCr-LCr 87.91 (5.669) 92.58 (4.391) 93.37 (4.198) 93.36 (4.564) 92.87 (4.436) 93.31 (4.662) 92.47 (4.465) 92.73 (4.957) 92.81 (4.745) 93.61 (5.129)* AC-Me 29.11 (0.862) 31.07 (1.182)* 30.89 (1.365) 30.39 (1.022)* 30.20 (1.146) 30.74 (0.949) 30.89 (0.788) 30.92 (0.897)* 30.77 (1.439) 30.93 (0.853)* RMF-LMF 43.36 (1.562) 44.460(1.562) 44.47 (1.213) 44.37 (1.208) 44.08 (0.769) 44.16 (1.229) 44.03 (1.445) 44.37 (1.303) 44.64 (1.541) 43.80 (1.311) 37V-37L 12.39 (2.870) 13.67 (2.999) 13.96 (2.808) 13.97(2.824) 13.65 (3.047) 13.71 (2.817) 13.92 (2.650) 13.74 (2.787)* 14.06 (2.729)* 14.53 (2.381) 35V-35L 9.68 (0.706) 10.81 (0.682) 11.15 (0.667) 10.91 (0.477) 10.80 (0.273) 10.89 (0.739) 10.85 (0.463) 11.12 (0.655)* 11.18 (0.714) 11.46 (0.867)* 33V-33L 9.25 (0.214) 10.47 (0.513) 10.92 (1.154) 11.08 (0.384) 10.58 (0.478) 10.62 (0.394) 10.98 (0.626) 10.82 (0.386)* 11.00 (0.512)* 11.70 (1.020) 31V-31L 7.46 (1.183) 8.56 (1.108) 8.79 (1.320) 8.99 (0.647) 8.75 (0.793) 8.51 (1.204) 9.19 (1.329)* 8.87 (1.068)* 8.82 (1.117)* 9.57 (1.465)* 43V-43L 8.65 (0.493) 9.58 (0.815) 9.99 (1.596) 9.19 (0.814) 9.79 (0.816) 9.44 (0.666) 10.57 (1.060) 10.05 (0.641)* 9.90 (0.519)* 10.76 (0.455)* 45V-45L 8.48 (0.803) 9.67 (0.855) 9.96 (1.116) 9.97 (0.594) 9.80 (0.496) 9.66 (0.589) 9.91 (0.794)* 9.99 (0.697)* 9.94 (0.779)* 10.52 (0.990)* 47V-47L 12.34 (2.828) 13.85 (2.752) 13.80 (2.822) 13.92 (3.246) 13.63 (3.053) 13.61 (2.971) 13.82 (2.852) 14.06 (2.749)* 14.02 (2.660)* 14.28 (2.834)*

(29)

Discussion

When confronting the data from the 9 acquisitions protocols, P2 (16x08 cm; 0.2 mm; 360°) and P4 (16x13 cm; 0.25 mm; 360°) had no statistically significant differences on measurement, compared to dry mandibles (gold standard). All other protocols had at least two measurements statistically significant different from the gold standard. This study was based in an in vitro model; the same segmentation method (global thresholding and manual refinement) and manufacturing technique (SLS) was used for all samples. For this reason, we are confident to affirm that these results are related to different accuracy levels provided by each image acquisition protocol.

The caliper was handled by two experienced Oral radiologists that measured each landmark 5 times in order to minimize de measurement errors. The high values of ICC confirm the reliability of the measures performed. Gutta-percha spheres were used to provide an easy and accurate way to localize each anatomical landmark. The spheres were clearly visible, with a size of 2.5mm of diameter. It is important to notice that the gutta-percha spheres were larger than the maximum voxel size used (0.4 mm).

CBCT is an important and well stablished imaging tool used to capture 3D images of maxillofacial mineralized structures. It provides accurate images with a relatively low radiation dose, when compared to conventional computed tomography.8,9,17,18 For those reasons, CBCT can be considered the standard of care in many fields of dentistry.10 Our results provide an important insight, that corroborate to previous authors; we proved that the right choice of the image acquisition parameters is essential, as low-resolution images can result in discrepancy between the generated model and actual anatomy.19

Our results suggest that FOV size did not had a clear influence on the accuracy. In other words, protocols with large FOV showed very different accuracy levels, ranging from being one of the best (P4) and one of the worst (P7). That being said, we believe that other factors, such as voxel size, could have a greater influence on the protocol effectiveness.

We used FOVs size classified as maxillofacial (16x13 cm) and interarch (16x08 cm) for scanning the entire mandible.10_{It was impracticable to work with smaller FOVs (localized}

region sizes) in this task. Authors12,20,21 recommend the use of smaller FOVs whenever possible, reducing dose and improving image quality. Thus, FOV size is the most straightforward imaging parameter in relation to optimization, since larger FOVs increase the dose of radiation to the patient.

(30)

Our results show that voxel size is very relevant to the accuracy of linear measurements in mandibular prototypes. All protocols having voxel size of 0.4 mm (P7, P8, P9) had at least nine measurements statistically significantly different to the gold standard - that is almost 48% of all measurements being inaccurate. Furthermore, we also believe that the large voxel size had a negative effect in image acquisition accuracy, especially in the mandibular alveolar crest area. In other words, large voxel size generated an inaccurate CBCT images in that anatomical area, that was not clear enough to be precisely manually post-processed, resulting in a non reliable final image. This hypothesis can be corroborated by the fact that most inaccurate linear measurements - in the large voxel size protocols - happened in the mandibular crest area.

Similarly to the systematic review from Spin-Neto et al. (2013)9 - that showed a tendency towards more accurate results connected to higher voxel resolutions - our protocols with voxel values of 0.2 mm showed higher accuracy levels. Our results also agree with Dach et al. (2018)22. They compared the use of voxels size 0.2 mm and 0.3 mm and proved that the higher voxel resolution led to more accurate CBCT imaging results. They state that in most indications for CBCT, including Implantodontics, the use of voxel measuring 0.3 mm is recommended, although in endodontic questions or trauma diagnoses, the voxel size of 0.2 mm ensures a higher image accuracy. According to Dalili et al. (2012)23, the use of smaller voxel sizes optimizes the detection of simulated external root resorption. Likewise, Razavi et al. (2010)24 showed that smaller voxel sizes also affected accuracy of measurements regarding thickness of the perimplantar cortical bone.

Primo et al. (2012)25 also compared the use of 0.25 mm and 0.4 mm voxel sizes, showing a dimensional error of 0.74% and 0.82% respectively, but a higher voxel resolution did not have significant effects on the measurement of prototypes produced from CBCT data. Moreno et al. (2018)18 performed an evaluation on the accuracy of 3D models manufactured based on different image acquisition protocols, also with different voxel sizes, the 0.2 mm voxel had the best percentage of the reconstructed area when using a CBCT unit. In accordance with Mitsouras et al. (2015)26_{, our study also points out that thicker image sections compromise}

model accuracy, while very thin sections (voxel less than 0.25 mm) require extensive segmentation and STL refinement.

An image acquisition parameter that is related to the movement of the tube of X-ray in synchronicity with the image detector is the degree of rotation, that have potential dosimetry and image quality implications. Partial rotation is associated with a loss in image quality

(31)

because a lower number of basis images is acquired, but also with a significant reduction in radiation dose.10,12,21

In the present study, half-scan mode protocols P3, P6 and P9 had two, four and ten measurements with a statistically significant difference in relation to the gold standard respectively, which, in this case, demonstrates that the degree of rotation can affect the accuracy of the 3D printed mandibles. When half-scan mode was associated with 0.25mm and 0.4mm of voxel sizes, they were the worst protocols in their own group. Dach et al. (2018)22_also

concluded that the scan time have an important effect on accuracy. However, Lennon et al. (2011), Bechara et al. (2013) and Tadinada et al. (2017)27–29 found that the partial rotation did not influence the quality of the images for assessing periapical bone loss, root fracture and planning mini-implants respectively. As Costa et al. (2019)21 when evaluating the influence of scan mode in artefacts generation, concluded that partial rotation protocol can be used since it does not interfere with the amount of artefacts produced with larger FOV.

Regarding 3D printing technique, previous studies30,14,1concluded that the SLS prototypes have a greater dimensional precision and reproduce anatomical details of the craniomaxillary region more accurately than 3D printing, but the last two studies also concluded that Polyjet have a higher accuracy when compared with SLS.

The segmentation step is a considerable source of distortions in the resulting prototypes.6 In our study, manual clean-up time was close to 7 hours, for each mandible volume. A general trend was found that the 3D printed prototypes have larger measurements than the gold standard. Rapid prototyping is generally considered to be precise and global thresholding remains the most widely used CT image segmentation method in medical additive manufacturing. Nevertheless, it often requires extensive manual post-processing. A certain amount of subjective consideration is required when choosing the threshold intensity value.4 Moreover, a physical medical skull model of the same individual can vary markedly depending on the DICOM to STL conversion software and technical parameters used.

To the best of our knowledge, our study was the first to evaluate the accuracy of mandibular prototypes, comparing different CBCT acquisition protocols. We believe that the use of 3D printers is a reality in the dentistry field. For that reason, the search for a standardized image acquisition protocol for dentistry 3D printing is imperative. The best imaging protocol can provide dentists with a more accurate printed prototype, which may increase clinical success and optimize printing process. We know that the search of the best protocol is complex

(32)

and future studies are required. In addition, 3D printing variables, such as printing technique and material used should also be the focus of further investigation.

Thus, this study goes beyond the ALARA principle (“As Low As Reasonably Achievable”) trying to define the best protocol selection to rapid prototyping of mandible pieces, reaching the newest ALADA principle (“As Low As Diagnostically Acceptable”).31 Conclusion

According to our results, protocols 2 and 4 were the most accurate, however, in order to comply with the ALARA principle, the authors indicate the protocol 2 (16x08 cm; 0.2 mm; 360°) for confection of mandibular prototypes.

Acknowledgement

The authors thank the Brazilian Coordination for the Improvement of Higher Education Personnel (CAPES) for the PhD scholarship and the Renato Archer Information Technology Center (CTI Renato Archer) for the 3D printing services provided.

Conflict of interest

The authors deny any conflicts of interest related to this study. References

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(37)

3 CONCLUSÃO

De acordo com nossos resultados, os protocolos 2 e 4 foram os mais acurados, porém, para atender ao princípio de ALARA, os autores indicam o protocolo 2 (16x08 cm; 0.2 mm; 360 °) para confecção de protótipos mandibulares.

(38)

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_______________________

* De acordo com as normas da UNICAMP/FOP, baseadas na padronização do International Committee of Medical Journal Editors - Vancouver Group. Abreviatura dos periódicos em conformidade com o PubMed.

(39)

ANEXO 1 - Metodologia Detalhada

O presente estudo foi aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa da FOP-UNICAMP, CAAE: 36483214.7.3001.5418 (Anexo 2), e em coparticipação ao Comitê de Ética em Pesquisa da FO-UFJF.

Seleção e preparação da amostra

Foram utilizados três crânios e mandíbulas secos provenientes do acervo de peças anatômicas do departamento de Anatomia do Instituto de Ciências Biológicas, UFJF. Como critério de inclusão, eles deveriam estar íntegros de modo que todas as estruturas anatômicas e de interesse estivessem presentes. Dessa forma, foram excluídos os crânios e as mandíbulas que apresentassem fraturas, lesões ósseas ou materiais metálicos odontológicos.

Em cada mandíbula, foram realizadas marcações esféricas (figura 1), por um único pesquisador, com a utilização de guta-percha plastificada (Tanari, Tanariman Industrial LTDA, Manaus, AM, Brasil) em pontos específicos nas mandíbulas descritos na tabela 1.

Tabela 1. Pontos de referência demarcados nas mandíbulas

Ponto Descrição

Cabeça da Mandíbula Lateral Direita (CMLD)

Ponto mais lateral da cabeça da mandíbula direita

Cabeça da Mandíbula Lateral Esquerda (CMLE)

Ponto mais lateral da cabeça da mandíbula esquerda

Cabeça da Mandíbula Medial Direita (CMMD)

Ponto mais medial da cabeça da mandíbula direita

Cabeça da Mandíbula Medial Esquerda (CMME)

Ponto mais medial da cabeça da mandíbula esquerda

Cabeça da Mandíbula Superior Direita (CMSD)

Ponto mais superior da cabeça da mandíbula direita

Cabeça da Mandíbula Superior Esquerda (CMSE)

Ponto mais superior da cabeça da mandíbula esquerda

Coronoide Direito (CoD)

Ponto mais superior do processo coronoide direito

Coronoide Esquerdo (CoE)

Ponto mais superior do processo coronoide esquerdo

(40)

Gônio Direito (GoD)

Ponto mais posterior e inferior do ângulo da mandíbula direito

Gônio Esquerdo (GoE)

Ponto mais posterior e inferior do ângulo da mandíbula esquerdo

Mentual (Me)

Ponto localizado no encontro da parte mais inferior da sínfise com o plano sagital mediano

Forame Mentual Direito (FMD)

Forame Mentual Esquerdo (FME)

Ponto mais medial do forame mentual direito

Ponto mais medial do forame mentual esquerdo

Pogônio (Pog)

Ponto localizado no encontro da projeção mais anterior do mento com o plano sagital mediano

Crista Alveolar Inferior (CAI)

Ponto na extremidade da crista alveolar entre os alvéolos dos incisivos centrais inferiores

Dente 37 Vestibular (37V)

Ponto na região vestibular do rebordo alveolar do dente 37

Dente 37 Lingual (37L)

Ponto na região lingual do rebordo alveolar do dente 37

(41)

Figura 1. Mandíbula com as marcações esféricas de guta-percha nos pontos anatômicos de interesse.

(42)

Obtenção das Imagens

As imagens por TCFC foram adquiridas por meio do tomógrafo i-CAT Next Generation® (Imaging Sciences International, Hatfield, PA, EUA), com os parâmetros de exposição de 120 kVp e 5 mA. Além disso, foi utilizado um dispositivo de acrílico padronizador do posicionamento de crânios e simulador de tecidos moles, desenvolvido por Visconti et al. (2013), para estudos in vitro realizados nesse aparelho (figura 2). Os crânios foram colocados no posicionador respeitando-se a posição padrão preconizada pelo fabricante do aparelho, com o plano oclusal paralelo ao solo e o plano sagital mediano perpendicular ao solo (figura 3). Para avaliação dos demais fatores de escaneamento, foram estabelecidos nove protocolos de aquisição de imagem variando voxel, FOV e grau de rotação do aparelho como demonstrado na tabela 2.

(43)

Figura 3. Imagem do crânio posicionado no dispositivo de acrílico seguindo as linhas de orientação do aparelho.

Tabela 2. Protocolos para obtenção das imagens

Protocolo FOV (cm) Voxel (mm) Grau de Rotação do Aparelho Tempo de escaneamento (s) 01 16x13 0.2 360o 26.9 02 16x08 0.2 360o 26.9 03 16x08 0.2 180º 14.7 04 16x13 0.25 360o _26.9 05 16x08 0.25 360o 26.9 06 16x08 0.25 180o 14.7 07 16x13 0.4 360o 8.9 08 16x08 0.4 360o _8.9 09 16x08 0.4 180o _4.8