în implantologie şi protetica dentară - titu maiorescu university · 2020. 10. 29. · în...
Post on 02-May-2021
2 Views
Preview:
TRANSCRIPT
1
Studii asupra proprietăţilor biomaterialelor, simulări şi aplicaţii
în implantologie şi protetica dentară
TEZĂ DE ABILITARE
Conf. Univ. Dr. Comăneanu Raluca Monica
Comisia de abilitare:
1. Prof.univ. dr. Anamaria BECHIR
2. Prof.univ.dr. Mariana PĂCURAR
3. Prof.univ.dr. Cosmin SINESCU
Domeniul de abilitare: Medicină dentară
Bucureşti
2020
2
Publicaţii reprezentative
Articole publicate în reviste indexate ISI cu factor de impact:
1) „Correlations between cyto-histopathological tissue changes at the dental implant
interface and the degree of surface processing”, Comăneanu R.M., Barbu H.M.,
Coman C., Miculescu F., Chiuţu L., Romanian Journal of Morphology and
Embryology, vol 55(2):335-341, 2014.
2) “In vitro studies regarding the corrosion resistance of NiCr and CoCr types
dental alloys”, Hancu V, Comăneanu R.M. (autor corespondent), Coman C.,
Filipescu A.G., Ghergic D.L., Cotruţ M.C., Revista de Chimie, vol 65(6): 706-709,
2014.
3) “Comparative assessment of biocompatibility of NiCr and CoCr alloys used in
metal-fused-to-ceramic technology”, Comăneanu R.M., Hancu V., Barbu H.M.,
Coman C., Cotruţ M.C., Tarcolea M., Holicov A.M., Ormenişan A., Revista de
Chimie, vol. 66(3): 312-315, 2015.
4) “Research on microstructural and chemical inhomogeneity in cast metal crowns
made of CoCrMoW alloy”, Tarcolea M., Hancu V., Miculescu F., Smătrea O., Coman
C., Comăneanu R.M., Ormenişan A., Revista de Chimie, vol. 66(8): 1143-1146,
2015.
5) “Microstructure and Chemical Homogeneity of Cast Dental Crowns Made from
CoCrMoW Alloy and Ceramic Mass”, Hancu V., Comăneanu R.M., Coman C.,
Tarcolea M., Barbu H.M., Bechir A., Miculescu F., Lorean A., Revista de Chimie,
vol. 66(9): 1327-1330, 2015.
6) “Comparative Assessment of Resistance Against Experimental Forces of Mixed
Prosthetic Restorations”, Coman C., Ghergic D.L., Patroi D.N., Tarcolea M.,
Comăneanu R.M., Barbu H.M., MATERIALE PLASTICE, 2016, 53(1): 91-94.
7) “Comparative study on the corrosion of NI-CR and CO-CR alloys in the presence of
TI6AL4V implant abutments”, Comăneanu R.M., Hancu I.D., Coman C., Hancu V.,
Barbu H.M., Cotrut C.M., Cernusca Mitariu M, Maris M, Revista de Chimie, vol.
67(10), 2016, pag. 1940-1944.
8) “Preliminary Studies on the Biomechanical Behavior of Metalceramic
Restorations”, Dragus L., Tinu A.S., Coman C., Comăneanu R.M., Ghergic D.L.,
REV.CHIM.(Bucharest), 69(9), 2018, 2594-2596.
3
9) “Experimental Research on Zirconia Resistance to Occlusal Stresses”,
Comăneanu R.M., Bordea L.E., Paraschiv V., Botoaca O., Bechir F., Tarcolea M.,
Coman C., Tanase M., REV.CHIM. (Bucharest), 70(1), 2019, 74-77.
10) „In vitro comparative tests about the biocompatibility of some dental alloys”, Drăguș
L, Ghergic D.L., Comăneanu R.M., Bechir A., Coman C., Botoacă O., REV.CHIM.
(Bucharest), 70(2), 2019, 610-613.
4
Cuvinte de mulţumire
Această teză de abilitare nu ar fi putut exista fără sprijinul unor persoane cărora autoarea
le datorează mulţumiri deosebite:
✓ părinţilor mei, care m-au susţinut şi sprijinit de-a lungul întregii mele pregătiri
profesionale şi ca om
✓ colectivului din Centrul de Cercetări BIOMAT, precum şi cadrelor didactice din
Facultatea Ingineria şi Managementul Sistemelor Tehnologice, Universitatea
Politehnica din Bucureşti, pentru ajutorul dat pe parcursul realizării studiilor şi
cercetărilor experimentale
✓ prietenei mele Conf. Univ. Dr. Habil. Alina Ormenişan – UMFST Târgu Mureş,
pentru contribuţia adusă pregătirii mele profesionale.
5
Studii asupra proprietăţilor biomaterialelor, simulări şi aplicaţii în
implantologie şi protetică
CUPRINS
7 Rezumatul tezei de abilitare
10 Abstract of the habilitation thesis
13 Capitolul 1 Realizări ştiinţifice, profesionale şi academice
13 1.1 Cercetări experimentale asupra proceselor de coroziune a
biomaterialelor utilizate în confecţionarea restaurărilor
protetice şi a implanturilor dentare
32 1.2 Studii privind biocompatibilitatea unor clase de aliaje
utilizate în tehnologia metalo-ceramică
38 1.3 Aplicarea tehnicilor moderne de microscopie în examinarea
pieselor protetice şi a implanturilor dentare
53 1.4 Analize cu elemente finite şi simulări în terapia edentației
parţiale prin restaurări protetice fixe
70 Capitolul 2 Planuri de evoluţie şi dezvoltare a carierei profesionale,
ştiinţifice şi academice
70 2.1 Dezvoltarea activităţii didactice şi academice
72 2.2 Dezvoltarea activităţii ştiinţifice
74 Referinţe bibliografice
84 Anexe
6
Studies on the properties of biomaterials, simulations and applications in
implantology and prosthetics
CONTENTS
7 Rezumatul tezei de abilitare
10 Abstract of the Habilitation Thesis
13 Chapter 1 Scientific, professional and academic achievements
13 1.1 Experimental research on the corrosion processes of
biomaterials used in the manufacture of prosthetic
restorations and dental implants
32 1.2 Studies on the biocompatibility of some classes of alloys
used in metal-ceramic technology
38 1.3 The application of modern microscopy techniques in
examining prosthetic restoration and dental implants
53 1.4 Finite element analysis and simulation in partial edentation
therapy through fixed prosthetic restorations
70 Chapter 2 Plans for the evolution and development of the professional,
scientific and academic career
70 2.1 Development of didactic and academic activity
72 2.2 Development of scientific activity
74 Bibliographic references
84 Annexes
7
Rezumatul tezei de abilitare
Teza de abilitare cu titlul ”Studii asupra proprietăţilor biomaterialelor, simulări şi
aplicaţii în implantologie şi protetică” este structurată conform recomandărilor Consiliului
Naţional de Atestare a Titlurilor, Diplomelor şi Certificatelor Universitare (CNATDCU) și
Legii Educației Naționale nr.1 /2011, cu modificările ulterioare, Ordinului Ministerul
Educaţiei Naţionale şi Cercetării Ştiinţifice nr. 6129/2016, privind aprobarea standardelor
minimale necesare şi obligatorii pentru conferirea titlurilor didactice din învăţământul
superior, a gradelor profesionale de cercetare-dezvoltare, a calităţii de conducător de doctorat
şi a atestatului de abilitare şi respectiv regulamentului privind obținerea atestatului de abilitare
în cadrul IOSUD Universitatea Titu Maiorescu.
Teza de abilitare ”Studii asupra proprietăţilor biomaterialelor, simulări şi aplicaţii
în implantologie şi protetică” prezintă documentat şi sintetic atât realizările ştiinţifice,
profesionale şi didactice de la conferirea titlului ştiinţific de Doctor în medicină dentară şi
până în prezent, cât şi planul propriu de dezvoltare a carierei universitare şi didactice.
Primul capitol al tezei de abilitare este structurat în 4 secţiuni dedicate expunerii
celor mai relevante contribuţii ştiinţifice după finalizarea tezei de Doctorat, prezentate pe
direcţii de cercetare.
Progresele ştiinţifice din ultima perioadă au permis desfăşurarea unor multiple studii,
cu un pronunţat caracter de interdisciplinaritate, privind structura şi proprietăţile
biomaterialelor utilizate în protezarea edentaţiilor, în vederea selectării celei mai bune
variante terapeutice pentru o situaţie clinică particulară.
Subcapitolul 1.1 Cercetări experimentale asupra proceselor de coroziune a
biomaterialelor utilizate în confecţionarea restaurărilor protetice şi a implanturilor dentare
prezintă contribuţiile aduse la studiul coroziunii aliajelor dentare. Cercetările efectuate în ceea
ce priveşte rezistenţa la coroziune a biomaterialelor utilizate în confecţionarea restaurărilor
protetice fixe şi a implanturilor dentare s-au desfăşurat în colaborare cu Laboratorul de
Electrochimie şi Funcţionalizarea suprafeţelor din cadrul Facultăţii de Ştiinţa şi Ingineria
Materialelor, Universitatea Politehnica din Bucureşti. Am luat în studiu diferite tipuri de aliaje
comerciale, pe care le-am supus coroziunii în salivă artificială, la diferite temperaturi şi
diferite valori de pH.
8
Cercetările efectuate în această direcţie au arătat, în cazul testărilor individuale pe
diferite biomateriale de uz stomatologic, că dintre materialele luate în studiu, titanul are cea
mai bună rezistenţă la coroziune, urmat de aliajele pe bază de Cobalt-Crom şi Nichel-Crom.
Studiul efectuat pe cuplurile galvanice Titan-aliaj Cobalt-Crom, respectiv Titan-aliaj Nichel-
Crom a fost, de asemenea, în defavoarea aliajului de Nichel-Crom.
Subcapitolul 1.2 Studii privind biocompatibilitatea unor clase de aliaje utilizate în
tehnologia metalo-ceramică detaliază cercetările efectuate privind proliferarea şi viabilitatea
culturilor de celule (de tip MNNG şi MG63) pe diferite eşantioane de aliaje dentare
comerciale pe bază de Cobalt-Crom şi Nichel-Crom.
Studiile interdisciplinare s-au realizat cu sprijinul Departamentului de Biologie
Celulară şi Moleculară din cadrul Facultăţii de Medicină a UMF “Gr. T. Popa” din Iaşi şi al
Institutului de Biologie şi Patologie Celulară “Nicolae Simionescu” din Bucureşti.
Concluziile acestei direcţii de cercetare au fost:
- pe culturile celulare MNNG, gradul proliferării celulare a fost mai crescut pentru
aliajele de Cobalt-Crom,
- pe culturile celulare MG63, gradul proliferării celulare a fost mai crescut pentru un
aliaj de Nichel-Crom, dar viabilitatea celulară a fost mai bună pentru un aliaj de Cobalt-Crom.
Subcapitolul 1.3 Aplicarea tehnicilor moderne de microscopie în examinarea
pieselor protetice şi a implanturilor dentare prezintă rezultatele unor cercetări realizate în
parteneriat cu centrul BIOMAT, structură de cercetare din cadrul Universităţii Politehnica din
Bucureşti. Studiile s-au efectuat atât asupra unor explante dentare din colecţia UPB-
BIOMAT, cât şi asupra unor piese protetice turnate în laboratoare de tehnică dentară şi
acoperite ulterior cu straturi succesive de ceramică. Examinările s-au realizat prin tehnici de
microscopie optică şi microscopie electronică de scanning, iar rezultatele studiilor realizate
reprezintă puncte de plecare în înţelegerea evenimentelor celulare produse la interfaţa-os
implant pe măsura producerii osteointegrării, dar şi în ceea ce priveşte efectele tratamentelor
termice asupra aliajelor turnate.
În ceea ce priveşte examinarea explanturilor, am realizat prin studiul nostru o corelaţie
între durata de menţinere a implanturilor în os şi tratamentul de suprafaţă al implanturilor.
Referitor la examinarea pieselor protetice turnate, am concluzionat că ciclurile termice
efectuate în vederea aderării straturilor de ceramică pe suprafaţa aliajului au un efect benefic
asupra omogenităţii aliajului metalic.
Subcapitolul 1.4 Analize cu elemente finite şi simulări în terapia edentației parţiale
prin restaurări protetice fixe prezintă studiile efectuate asupra comportamentului biomecanic
9
al restaurărilor protetice fixe şi al implanturilor dentare la aplicarea experimentală a forţelor
masticatorii. Cercetările realizate prin metoda elementelor finite s-au derulat cu sprijinul
cercetătorilor din cadrul BIOMAT – Universitatea Politehnica din Bucureşti. Pentru simulări
şi aplicaţii s-au utilizat softul ANSYS®, dedicat analizei cu elemente finite, ce a permis
evaluarea interfeţei os-implant, dar şi a comportamentului biomecanic al restaurărilor
protetice cu sprijin dentar sau implantar, realizate din diferite materiale, utilizate în protezarea
edentațiilor.
Concluziile la care am ajuns în urma abordării acestei direcţii de cercetare sunt:
- prin efectuarea analizelor cu elemente finite putem decela eventuale deficienţe
constructive şi de proiectare, în scopul îmbunătăţirii designului implanturilor sau restaurărilor
protetice;
- proprietăţile mecanice ale materialului din care restaurarea sau implantul sunt
confecţionate influenţează comportamentul la solicitări, deoarece materialele dentare prezintă
un grad diferit de fragilitate la apariţia încovoierii şi rotaţiei.
În cel de-al doilea capitol al tezei de abilitare am identificat şi enunţat, pe baza
experienţei acumulate, direcţiile de cercetare ulterioare pe care intenționez să le abordez
împreună cu studenții-doctoranzi. Studiile vor continua direcţiile deja accesate până în
prezent, aducând contribuţii suplimentare la cercetarea metodelor terapeutice moderne
utilizate în protezarea edentaţiilor: aprofundarea cercetărilor asupra câmpului protetic edentat
din punct de vedere biomecanic; continuarea cercetărilor privind biocompatibilitarea,
coroziunea şi structura aliajelor dentare; decelarea cauzelor producerii eşecului terapeutic în
protezarea pe implanturi, în vederea creşterii predictibilităţii tratamentului.
Referinţele bibliografice cuprind publicaţii personale alături de lucrări ştiinţifice
elaborate de alţi autori, pe plan naţional şi internaţional, în aceleaşi arii de interes.
Ultima secţiune a tezei de abilitare cuprinde Anexe, reprezentate atât de extrase
privind raportul Web of Science de citări, cât şi extrase din articolele reprezentative.
10
Abstract of the habilitation thesis
The habilitation thesis entitled "Studies on the properties of biomaterials,
simulations and applications in implantology and prosthetics" is structured according to
the recommendations of the National Council for Certification of University Titles, Diplomas
and Certificates (CNATDCU) and the Law of National Education no.1 / 2011, with
subsequent amendments, the Order of the Ministry of National Education and Scientific
Research no. 6129/2016, regarding the approval of compulsory and mandatory standards for
the award of higher education didactic titles, professional research and development degree,
doctoral supervisor qualification and an habilitation certificate and respectively the regulation
for obtaining the certificate of habillitation within the IOSUD Titu Maiorescu University.
The habilitation thesis "Studies on the properties of biomaterials, simulations and
applications in implantology and prosthetics" documented and synthetical presents the
scientific, professional and didactic achievements since conferring the scientific title of
Doctor in dental medicine and up to now, as well as own development plan of university and
teaching career.
The first chapter of the habilitation thesis is structured in 4 sections dedicated to the
presentation of the most relevant scientific contributions after the completion of the PhD
thesis, presented on research directions.
The scientific advances of the last period have allowed carrying out several studies,
with a pronounced interdisciplinary character, about the structure and properties of the
biomaterials used in the prosthesis of edentations, in order to select the best therapeutic
variant for a clinical particular situation.
Subchapter 1.1 Experimental research on the corrosion processes of biomaterials
used in the manufacture of prosthetic restorations and dental implants presents the own
contributions to the study of corrosion of dental alloys. The researches regarding the corrosion
resistance of biomaterials used in the manufacture of fixed prosthetic restorations and dental
implants were carried out in collaboration with the Laboratory of Electrochemistry and
Functionalization of surfaces within the Faculty of Materials Science and Engineering,
Polytechnic University of Bucharest. We studied different types of commercial alloys, which
we subjected to corrosion in artificial saliva, at different temperatures and different pH values.
11
Research in this direction has shown, in the case of individual tests on various
biomaterials for dental use, that of the studied materials, titanium has the best corrosion
resistance, followed by Cobalt-Chromium and Nickel-Chromium alloys. The study performed
on the galvanic couples Titan-Cobalt-Chromium alloy, respectively Titan-Nickel-Chromium
alloy was also against the Nickel-Chromium alloy.
Subchapter 1.2 Studies on the biocompatibility of some classes of alloys used in
metal-ceramic technology details the researches conducted on the proliferation and viability
of cell cultures (MNNG and MG63) on various samples of commercial dental alloys based on
Cobalt-Chrome and Nickel-Chrome.
The interdisciplinary studies were done with the support of the Department of Cellular
and Molecular Biology within the Faculty of Medicine of UMF “Gr. T. Popa” from Iaşi and
of the Institute of Biology and Cellular Pathology “Nicolae Simionescu” from Bucharest.
The conclusions of this research direction were:
- on MNNG cell cultures, the degree of cell proliferation was higher for Cobalt-Chromium
alloys,
- on MG63 cell cultures, the degree of cell proliferation was higher for a Nickel-Chromium
alloy, but the cell viability was better for a Cobalt-Chromium alloy.
Subchapter 1.3 The application of modern microscopy techniques in examining
prosthetic restoration and dental implants presents the results of researches conducted in
partnership with the BIOMAT center, a research structure within the Polytechnic University
of Bucharest. The studies were performed both on some dental explants from the UPB-
BIOMAT collection, as well as on prosthetic restoration cast in dental laboratories and
subsequently covered with successive layers of ceramic. The examinations were performed by
techniques of optical microscopy and scanning electron microscopy, and the results of the
studies carried out represent starting points in understanding the cellular events produced at
the implant-bone interface as the production of osseointegration occurs, but also regarding the
effects of the thermal treatments on the casting alloys.
Regarding the examination of the explants, we made through our study a correlation
between the duration of maintenance of the implants in the bone and the surface treatment of
the implants.
Regarding the examination of the cast prosthetic parts, we concluded that the thermal
cycles performed in order to adhere the ceramic layers on the alloy surface have a beneficial
effect on the homogeneity of the alloy.
12
Subchapter 1.4 Finite element analysis and simulations in partial edentation
through fixed prosthetic restorations presents the studies performed on the biomechanical
behavior of fixed prosthetic restorations and dental implants at experimental application of
masticatory forces. The researches carried out by the method of the finite elements were
performed with the support of researchers from BIOMAT - Polytechnic University of
Bucharest. For simulations and applications were used ANSYS® software, dedicated to finite
element analysis, which allowed the evaluation of the bone-implant interface, but also of the
biomechanical behavior of prosthetic restorations with dental or implant support, made of
different materials.
The conclusions we reached after approaching this research direction are:
- by performing finite element analyzes we can detect possible constructive and design
deficiencies, in order to improve the design of implants or prosthetic restorations;
- the mechanical properties of the material from which the restoration or the implant is made
influence the stress behavior, because the dental materials present a different degree of
fragility at the occurrence of bending and rotation.
In the second chapter of the habilitation thesis, I identified and introduced, based on
my experience, the subsequent research directions that I intend to approach with the doctoral
students. The studies will continue the directions already accessed so far, making additional
contributions to the research of modern therapeutic methods used in prosthesis edentations:
further research on the prosthetic field edentified from a biomechanical point of view;
continuing research on biocompatibility, corrosion and structure of dental alloys; the detection
of the causes of the therapeutic failure in the implant prosthesis, in order to increase the
predictability of the treatment.
The bibliographic references include personal publications along with scientific
works elaborated by other authors, nationally and internationally, in the same areas of interest.
The last section of the habilitation thesis contains Annexes, represented both by
excerpts on the Web of Science citation report and excerpts from representative articles.
13
Capitolul 1
Realizări ştiinţifice, profesionale şi academice
1.1 Cercetări experimentale asupra proceselor de coroziune a biomaterialelor utilizate în
confecţionarea restaurărilor protetice şi a implanturilor dentare
Biomaterialele sunt definite ca materiale neviabile, care interferă cu sistemele
biologice pentru a trata, augmenta sau înlocui orice ţesut, organ sau funcţie a corpului [1]. Un
material biocompatibil nu va produce, atunci când este inserat in vivo, niciun răspuns
inflamator, toxic sau alergic [2].
Cei doi “factori cheie” care trebuie luaţi în considerare atunci când apreciem
biocompatibilitatea unui material sunt reacţia gazdei indusă de material şi degradarea
materialului în organism [2].
În literatura de specialitate există numeroase lucrări despre procesele de coroziune a
aliajelor metalice care sunt introduse în corpul uman [3-11]. Rezistenţa la coroziune a unui
aliaj metalic este influenţată de temperatura şi pH-ul mediului în care este introdus, iar viteza
cu care se produce fenomenul de coroziune este dependentă de stabilitatea filmului de oxizi
produşi la suprafaţa aliajului metalic.
Caracteristicile mediului oral nu sunt foarte bine definite [8, 12], având în vedere că
saliva umană variază considerabil din punct de vedere compoziţional în special în ceea ce
priveşte conţinutul de sulfură şi că igiena locală are un puternic impact asupra corozivităţii
mediului oral [2].
Aliajele de Cobalt-Crom (Co-Cr) sunt printre cele mai utilizate aliaje din medicina
dentară. La începutul secolului XX, Elwood Haynes a demonstrat că aliajul binar Co-Cr
prezintă o rezistenţă mecanică foarte bună şi ulterior a identificat alte elemente chimice,
precum molibdenul şi tungstenul, care pot spori rezistenţa aliajului de Co-Cr.
În general, aliajele de Co-Cr pot fi descrise ca aliaje cu rezistenţă favorabilă la uzură,
la căldură şi amagnetice [13], cu o biocompatibilitate excelentă [14, 15], cu rezistenţă la
coroziune [16, 17] şi cu un modul de elasticitate ridicat, ceea ce le asigură şi o rigiditate
corespunzătoare.
Prima aplicaţie dentară cunoscută a aliajelor de Co-Cr a fost în anii 1930, pentru
fabricarea protezelor parţiale mobilizabile. [18] De atunci, atât aliajele de Co-Cr cât şi cele de
14
Ni-Cr au devenit tot mai frecvent utilizate în comparaţie cu aliajele convenţionale pe bază de
aur [19], care prezentau o densitate şi implicit o greutate mult mai mare.
Din anul 1959 a fost propusă utilizarea aliajelor de Co-Cr în confecţionarea protezelor
metalo-ceramice, dar cercetările mai aprofundate privind utilizarea lor în fabricarea protezelor
fixe au debutat în anii 1970, ca urmare a creşterii preţului aurului. [18]
Aliajele de Ni-Cr prezintă o bună rezistenţă la coroziune prin formarea unei pelicule
superficiale de oxid în mediul oral [20].
Majoritatea restaurărilor protetice fixe metalo-ceramice cu substrat metalic din Ni-Cr
se comportă foarte bine din punct de vedere clinic, deoarece prezintă un coeficient de
expansiune termică foarte apropiat de cel al porţelanului, ceea ce asigură o bună legătură
metal-ceramică [21] în timpul sinterizării ceramicii.
În prezent, marea majoritate a implanturilor dentare sunt confecţionate din titan pur
sau aliaje de titan cu puritate medicală (aliaje de Ti-6Al-4V), cu proprietăţi osteoinductive, cu
biocompatibilitate crescută, cu rezistenţă la coroziune şi cu bune proprietăţi mecanice [22].
Proprietăţile electrochimice ale implanturilor medicale şi dentare au fost testate
experimental în condiţii simulate similar celor fiziologice [23-26] şi s-a constatat că pe
suprafaţa lor se formează un film de oxid de titan stabil şi aderent [27, 28], care îi conferă o
rezistenţă crescută la procesele de coroziune.
Studiile au demonstrat că titanul prezintă proprietăţi electrochimice excelente în soluţii
aproape neutre [29], în intervalul de pH al salivei umane [30]. Însă, condiţiile orale se pot
modifica instantaneu din cauza fluctuaţiilor de temperatură şi in ceea ce priveşte saturaţia în
oxigen, mergând până la modificarea permanent în cazul periimplantitelor [31], scăzând pH-
ul local şi având acţiune negativă asupra rezistenţei la coroziune a titanului [32].
Dincolo de instituirea unui mediu mai agresiv, periimplantita urmată de resorbţia
ţesuturilor moi şi dure va expune iniţial interfaţa coroană-implant şi ulterior implantul
propriu-zis în mediul oral, prin care se vor declanşa două mecanisme de coroziune [33]: prin
cuplul galvanic rezultat între implant şi aliajul din care este confecţionată suprastructura şi
prin coroziunea în crevasă creată la joncţiunea bont-implant, ce oferă acces la fluidele orale,
determinând scăderea pH-ului şi facilitarea fenomenelor de coroziune [34].
Există studii în care se apreciază că eşecul implantului dentar poate fi produs de
coroziunea biomaterialului din care este produs implantul [35, 36], studii în care se afirmă că
fractura la oboseală [37, 38] sau complicațiile biologice precum eliberarea ionilor de metal,
inclusiv toxicitatea și hipersensibilitatea [39] pot fi favorizate de coroziune.
15
Rezistenţa la coroziune a aliajelor metalice utilizate în medicina dentară este dictată de
aspecte precum:
- gradul de prelucrare a suprafeţei aliajului
- microstructura suprafeţei (prezenţa eventualelor imperfecţiuni precum fisuri sau
defecte structurale)
- compoziţia chimică a aliajului
- factori de mediu: temperatură, pH, saturaţia în oxigen. [40-49]
Cercetările efectuate în ceea ce priveşte rezistenţa la coroziune a biomaterialelor
utilizate în confecţionarea restaurărilor protetice fixe şi a implanturilor dentare s-au desfăşurat
în colaborare cu Laboratorul de Electrochimie şi Funcţionalizarea suprafeţelor din cadrul
Facultăţii de Ştiinţa şi Ingineria Materialelor, Universitatea Politehnica din Bucureşti şi s-au
concretizat prin publicarea a 5 articole:
1) “In vitro studies regarding the corrosion resistance of NiCr and CoCr types dental
alloys”[50], publicat în Rev CHIM (BUCHAREST) în 2014 (autor corespondent).
2) “Evaluarea experimentală a rezistenţei la coroziune a unor aliaje utilizate în protetica
dentară fixă”[51], publicat în Revista Română de Stomatologie în 2015 (autor corespondent).
3) “Comparative study on the corrosion of Ni-Cr and Co-Cr alloys in the presence of
TI6AL4V implant abutments”[52], publicat în Rev CHIM (BUCHAREST) în 2016 (prim
autor).
4) “Studiu comparativ privind coroziunea aliajelor în salivă artificială” [53], publicat în
Revista Română de Stomatologie în 2018 (autor corespondent).
5) “Rezistenţa la coroziune a unui implant dentar din aliaj din titan” [54], publicat în Revista
Română de Stomatologie în 2018 (autor corespondent).
Am efectuat cercetările experimentale privind rezistenţa la coroziune a biomaterialelor
metalice [50-54] prin tehnica polarizării liniare, ce a presupus efectuarea următoarelor etape:
- Măsurarea potenţialului de circuit deschis (Eoc) pe perioade diferite de timp: o oră
[50], 4 ore [53] sau 12 ore [51, 52, 54];
- Trasarea curbelor de polarizare potențiodinamice (curbe semilogaritmice Tafel) cu
frecvenţe de scanare diferite:
o 0.33 mV/s de la -0.1V la +1.5 V [50],
o 0.1 mV/s [51, 52] de la 1V la +1V;
o 1 mV/s [53, 54] de la -250 mV la +250 mV.
16
Experimentele s-au realizat cu ajutorul unui Potenţiostat/Galvanostat (PARSTAT
4000, produs de Princeton Applied Research) (fig. 1), curbele potențiodinamice fiind
achiziţionate cu programul VersaStudio [50-54].
Fig. 1 - Potențiostat/ Galvanostat PARSTAT 4000
Celula de coroziune (fig. 2) în care s-au desfăşurat testele a fost alcătuită dintr-un
electrod de referinţă (reprezentat de un electrod saturat de calomel), un electrod de
înregistrare de platină şi de un electrod de lucru (eşantioanele [50-54] supuse investigaţiilor).
Fig. 2 - Celula electrochimică în care s-au desfăşurat testele de coroziune [53]
17
Mediul utilizat drept electrolit pentru desfăşurarea testelor de coroziune a fost în toate
cazurile saliva artificială Fusayama Meyer cu compoziţia chimică 0,4 gl-1 NaCl, 0,9 gl-1 KCl,
1 gl-1 uree, 0,69 gl-1 NaH2PO4, 0,795 gl-1 CaCl2*H2O.
Testele au fost efectuate la temperatura mediului ambiant (25±1˚C) [50] sau la
temperatura normală a corpului uman (37±0.5˚C) [51-54].
Valorile de pH la care s-au efectuat testele a fost:
- 2, 5, 7 [50];
- 5.2 [51, 53, 54];
- 5.2 şi 7 [52].
Eşantioanele supuse proceselor de coroziune au fost:
- Aliaje dentare pe bază de Co-Cr şi Ni-Cr [50, 51, 53];
- Cupluri galvanice formate din probe de Co-Cr sau Ni-Cr şi bonturi implantare
[52];
- Un implant dentar din titan [54].
Din aliajele dentare pe bază de Co-Cr şi Ni-Cr investigate în studiile noastre [50-53]
au fost turnate în laboratorul de tehnică dentară eşantioane de formă circulară de dimensiuni
standardizate. Eşantioanele au fost şlefuite succesiv cu ajutorul hârtiilor metalografice cu
grade diferite de abrazivitate (între 600 şi 2000 microni) [50, 51, 53]. Probele (fig. 3) au fost
lustruite ulterior cu paste abrazive (cu particule de diamant [50] sau cu particule de Al2O3 [51,
53].
Fig. 3 – Eşantioane de aliaje metalice după şlefuire şi lustruire
În studiul [52] care a presupus realizarea cuplurilor galvanice, pregătirea probelor a
fost făcută astfel încât să se obţină un contact maxim între eşantioanele de aliaj metalic şi
bonturile implantare. Pe fiecare aliaj, respectiv fiecare bont implantar inclus în studiu, s-au
lipit conductori electrici (fig. 4) şi apoi au fost puse în contact probele, pregătite cu ajutorul
hărtiilor metalografice şi lustruite cu suspensia cu particule abrazive de Al2O3.
18
Fig.4 - Lipirea conductorilor electrici - pregătirea probelor pentru realizarea cuplurilor
galvanice [52]
Prin mascarea suprafeţei cu o răşină protectoare acrilică, s-a asigurat expunerea unei
arii aproximativ egale în salivă artificială pentru fiecare aliaj din cuplurile galvanice (fig. 5).
Fig. 5 – Fixarea aliajelor în contact cu o răşină acrilică (stg); aspectul unei probe înglobată și
pregătită metalografic [52]
În toate cazurile [50-53], pentru ca suprafaţa probelor supuse coroziunii să nu
depăşească 1 cm2, s-a procedat la montarea eşantioanelor pe suporturi de teflon.
În ultimul studiu [54] realizat în această direcţie, în care am cercetat rezistenţa la
coroziune a unui implant dentar din aliaj de titan, am utilizat un conductor electric pentru a
asigura contactul electric între galvanostat şi implantul dentar (fig. 6). În ceea ce priveşte
pregătirea probei, am ultrasonat implantul în alcool izopropilic pentru 20 minute în vederea
degresării şi curăţării de impurităţi. Implantul a fost clătit ulterior cu apă ultrapură.
19
Fig. 6 - Implantul dentar pregătit în vederea efectuării testelor electrochimice [54]
În cadrul experimentelor [50-54] s-au determinat şi înregistrat curbele
potențiodinamice Tafel, variaţia potenţialului Eoc de circuit deschis, potenţialul de coroziune
(Ecor), panta curbei catodice (ꞵc), panta curbei anodice (ꞵa), densitatea curentului de coroziune
(icor). Pe baza lor s-au calculat rezistenţa la polarizare (Rp) şi rata de coroziune (CR) în fiecare
caz şi s-au efectuat aprecieri privind rezistenţa eşantioanelor studiate la coroziune.
În primul studiu [50] efectuat am analizat din punct de vedere al rezistenţei la
coroziune 6 aliaje dentare comerciale, dintre care 3 de Nichel-Crom (Argeloy NP / Argen
codificat NP, Ugirex III / Ugin Dentaire codificat NCU şi Protechno-N8 / Argen codificat
NCP) şi 3 de Cobalt-Crom (Argeloy NP Special / Argen codificat NPS, Girobond / Amann
Girrbach codificat CCG şi Sheradent / Shera codificat CCS) la 3 valori de pH (2, 5 şi 7) şi la
temperatura mediului ambiant.
În graficele 1-3 sunt reprezentate grafic variaţiile comparative în timp a potenţialelor
de circuit deschis în salivă artificială la cele 3 valori de pH pentru cele 6 aliaje, iar în graficele
4-6 sunt ilustrate curbele potențiodinamice ale eşantioanelor la cele 3 valori de pH.
Grafic 1 – Variaţia în timp a Eoc pentru fiecare probă la temperatura mediului şi pH=2 [50]
20
Grafic 2 – Variaţia în timp a Eoc pentru fiecare probă la temperatura mediului şi pH=5 [50]
Grafic 3 – Variaţia în timp a Eoc pentru fiecare probă la temperatura mediului şi pH=7 [50]
Grafic 4 – Variaţia curbelor potenţiodinamice pentru fiecare probă la temperatura mediului şi
pH=2 [50]
21
Grafic 5 – Variaţia curbelor potenţiodinamice pentru fiecare probă la temperatura mediului şi
pH=5 [50]
Grafic 6 – Variaţia curbelor potenţiodinamice pentru fiecare probă la temperatura mediului şi
pH=7 [50]
Principalii parametrii ai proceselor de coroziune desfăşurate în cadrul studiului [50]
sunt centralizaţi în tabelul 1.
Tabel 1 – Parametrii electrochimici ai proceselor de coroziune [50]
Aliaj NP NCU NCP NPS CCG CCS
Eoc
[mV]
pH=2 -209.78 66.56 -19.39 -221.21 -34.76 -128.96
pH=5 -218.06 -144.30 -25.65 -181.79 -304.17 -135.18
pH=7 -191.39 -241.14 -78.11 -59.28 -164.57 -97.19
22
Ecor
[mV]
pH=2 -198.03 77.21 -37.10 -258.99 -40.51 -137.03
pH=5 -231.58 -147.23 -57.15 -157.80 -322 -139.39
pH=7 -221.83 -223.42 -131.50 -81.67 -166.10 -134.26
Icor
[A/cm2]
pH=2 3.61x10-6 1.59 x10-8 0.91 x10-8 3.65 x10-6 1.54 x10-8 4.21 x10-8
pH=5 1.61 x10-8 1.83 x10-8 1.18 x10-8 2.08 x10-6 0.92 x10-8 3.83 x10-8
pH=7 5.77x10-9 2.45 x10-8 6.18 x10-8 3.69 x10-8 1.05 x10-8 5.12 x10-8
CR
[mm/an]
pH=2 3.88 x10-2 1.69 x10-4 0.98 x10-4 3.76 x10-2 1.57 x10-4 4.32 x10-4
pH=5 1.73 x10-4 1.95 x10-4 1.27 x10-4 2.14 x10-2 0.94 x10-4 3.93 x10-4
pH=7 0.62x10-4 2.61 x10-4 6.66 x10-4 3.80 x10-4 1.07 x10-4 5.25 x10-4
În cadrul acestui studiu [50] este de remarcat faptul că tendinţa generală este de uşoară
creştere a Eoc la imersarea în saliva artificială şi stabilizarea valorilor după aproximativ 30
minute, cu excepţia eşantioanelor NP şi NPS la pH=2, respectiv NCP şi CCG la pH=5, la
care am înregistrat o scădere a Eoc în timp.
Examinând separat evoluţia aliajelor de Nichel-Crom constatăm că NCU prezintă din
punct de vedere al variaţiei potenţialului de circuit deschis cel mai nobil caracter la pH = 2 şi
cel mai puţin nobil caracter la pH = 7.
Evaluând separat din acelaşi punct de vedere aliajele de Cobalt-Crom, remarcăm
faptul că CCG prezintă cel mai nobil caracter la pH = 2 şi cel mai puţin nobil caracter la pH =
7.
În studiul [50] nostru, proba NP a prezentat în saliva artificială cu pH mai acid (2 sau
5) cea mai mică rezistenţă la coroziune dintre aliajele pe bază de Nichel-Crom, iar proba
CCG a prezentat cel mai bun comportament la coroziune dintre toate eşantioanele de aliaje pe
bază de Cobal-Crom, indiferent de valoare pH-ului.
În cel de-al doilea [51] studiu efectuat, am analizat comparativ comportamentul la
coroziune a unui tip de aliaj de Cobalt-Crom (SHERADENT / Shera codificat A) şi două
tipuri de aliaj de Nichel-Crom (Gialloy CB-NH / BK Giulini codificat B şi Magnum Clarum /
Mesa codificat C). Testele de coroziune s-au desfăşurat la o valoare de pH = 5.2 şi la
temperatura corpului uman.
Variaţiile comparative ale potenţialului de circuit deschis pentru probele luate în
studiu sunt ilustrate în graficul 7, iar curbele Tafel ale eşantioanelor supuse coroziunii sunt
prezentate în graficul 8.
23
Grafic 7 – Evoluţia Eoc pentru cele 3 probe luate în studiu [51]
Grafic 8 – Evoluţia curbelor potențiodinamice ale celor 3 probe luate în studiu [51]
Tabelul 2 prezintă centralizat parametrii proceselor de coroziune electrochimică
efectuate în cadrul celui de-al doilea studiu [51].
Tabel 2 – Parametrii proceselor de coroziune efectuate asupra probelor A, B, C [50]
Aliaj Eoc [mV] Ecor [mV] icor [A/cm2]
pH = 5.2
A 40.02 -73.54 225.32 x 10-9
B 5.75 -170.11 1.24 x 10-9
C 21.32 -359.66 905.13 x 10-9
24
Aliajul A din studiul nostru [51] prezintă valoarea cea mai electropozitivă a Eoc
(potenţialului de circuit deschis) în saliva artificială. Conform acestui criteriu, aliajul C este
situate pe locul secund, iar aliajul B are rezistanţa la coroziune cea mai redusă dintre cele 3.
Din punct de vedere al Ecor (potenţialului de coroziune), cea mai bună rezistenţă la
coroziune o prezintă aliajul A, urmat de B şi C.
Din punct de vedere al icor (densităţii curentului de coroziune), cea mai bună rezistenţă
la coroziune o prezintă tot aliajul A, urmat de C şi B.
Cel mai bun comportament la coroziune în condiţiile experimentale date (pH = 5.2,
temperatură = 37±0.5˚C) [51] o prezintă în studiul nostru aliajul A, urmat de aliajul C.
Studiul ale cărui rezultate au fost prezentate în articolul ”Comparative study on the
corrosion of NiCr and CoCr alloys in the presence of Ti6Al4V implant abutments” [52] s-a
desfăşurat în două etape. Iniţial am supus separat coroziunii un bont implantar din aliaj de
Ti6Al4V (al firmei Adin, Israel) şi trei aliaje dentare comerciale (unul pe bază de Cobalt-
Crom SHERADENT / Shera codificat CoCr şi două de Nichel-Crom: Gialloy CB-NH / BK
Giulini codificat NiCr-B şi Magnum Clarum / Mesa codificat NiCr-M) în condiţii apropiate
celor din cavitatea orală, respectiv la o temperatură de 37 ± 0.5 °C şi la două valori de pH: 5.2
şi 7.
În graficele 9 şi 10 sunt prezentate evoluţia potenţialului de circuit deschis pentru cele
4 tipuri de aliaje utilizate în protetica dentară şi implantologie, la pH 5.2, respectiv 7, iar în
graficele 11 şi 12 sunt ilustrate curbele potențiodinamice înregistrate pentru aceleaşi 4 aliaje la
cele două valori de pH.
Grafic 9 – Evoluţia Eoc (potenţial de circuit deschis) pentru cele 4 aliaje dentare la pH = 5.2 [52]
25
Grafic 10 – Evoluţia Eoc (potenţial de circuit deschis) pentru cele 4 aliaje dentare la pH = 7 [52]
Grafic 11 – Evoluţia curbelor potenţiodinamice pentru cele 4 aliaje dentare la pH = 5.2 [52]
Grafic 12 – Evoluţia curbelor Tafel (potenţiodinamice) pentru cele 4 aliaje dentare la pH = 7
[52]
Principalii parametri ai proceselor de coroziune efectuate în cadrul studiului [52] sunt
consemnaţi în tabelul 3.
26
Tabel 3 – Parametrii proceselor de coroziune desfăşurate asuora aliajelor luate în studiu [52]
Din analiza rezultatelor de mai sus am desprins următoarele concluzii:
- Aliajul de Ti6Al4V are cel mai bun comportament la coroziune dintre cele 4 aliaje
luate în studiu, având cea mai electropozitivă valoare a potenţialului de circuit
deschis în saliva artificială;
- Pe locul doi din punct de vedere al rezistenţei la coroziune se situează aliajul NiCr-
M, urmat de CoCr;
- Cea mai mică rezistenţă la coroziune o prezintă aliajul NiCr-B.
În a doua etapă a studiului am realizat cupluri galvanice compuse din bontul de titan şi
aliajul NiCr-M (C1) care a avut cel mai bun comportament la coroziune dintre aliajele pe bază
de Nichel-Crom în prima etapă a experimentului, respectiv bontul de titan şi aliajul de Cobalt-
Crom inclus în experiment (C2). Aceste cupluri galvanice au fost supuse coroziunii în
aceleaşi condiţii ca şi aliajele luate separat, din prima parte a studiului [52].
Reprezentările grafice ale evoluţiei comparative ale potenţialului de circuit deschis la
pH 5.2 şi 7 sunt redate în graficele 13 şi 14, iar evoluţia curbelor potenţiodinamice ale
sistemelor galvanice C1 şi C2 sunt ilustrate în graficele 15 şi 16.
Grafic 13 – Evoluţia Eoc (potenţial de circuit deschis) pentru cele două cupuri galvanice la
pH=5.2 [52]
27
Grafic 14 – Evoluţia Eoc (potenţial de circuit deschis) pentru cele două cupuri galvanice la pH=7
[52]
Grafic 15 – Evoluţia curbelor potenţiodinamice pentru cele 2 cupluri galvanice la pH=5.2 [52]
Grafic 16 – Evoluţia curbelor potenţiodinamice pentru cele 2 cupluri galvanice la pH=7 [52]
28
Tabelul 4 prezintă centralizat principalii parametri ai proceselor de coroziune pentru
cuplurile galvanice.
Tabel 4 - Parametrii proceselor de coroziune pentru cele două sisteme galvanice [52]
Pentru o mai bună interpretare a rezultatelor obţinute, am realizat o suprapunere
grafică a curbelor Tafel obţinute pentru fiecare cuplu galvanic cu aceleaşi curbe obţinute în
urma coroziunii separate a aliajelor componente ale cuplurilor galvanice, la ambele valori de
pH (grafice 17-20).
Grafic 17 – Suprapunere comparativă a curbelor Tafel pentru sistemul galvanic C1 şi aliajele
componente ale sistemului galvanic la pH = 5.2 [52]
Grafic 18 – Suprapunere comparativă a curbelor Tafel pentru sistemul galvanic C2 şi aliajele
componente ale sistemului galvanic la pH = 5.2 [52]
29
Grafic 19 – Suprapunere comparativă a curbelor Tafel pentru sistemul galvanic C1 şi aliajele
componente ale sistemului galvanic la pH = 7 [52]
Grafic 20 – Suprapunere comparativă a curbelor Tafel pentru sistemul galvanic C2 şi aliajele
componente ale sistemului galvanic la pH = 7 [52]
Sistemul galvanic C2 (CoCr - Ti6Al4V) a avut în condiţiile experimentului nostru un
comportament mai bun la coroziune decât cuplul galvanic C1 (NiCr - Ti6Al4V), deşi, la
testarea individuală, aliajul de NiCr a demonstrat o mai bună rezistenţă la coroziune decât cel
de CoCr. [52]
Următorul studiu [53] efectuat tot în această direcţie de cercetare pe alte 4 aliaje
dentare comerciale (tabel 5) a relevat de asemenea, ca şi studiile anterioare, un comportament
la coroziune mai bun al aliajelor de CoCr (tabel 6, grafice 21-22) faţă de cele pe bază de NiCr.
Tabel 5 – Codificările utilizate pentru probele testate din punct de vedere al rezistenţei la
coroziune [53]
Nr.crt. Material / Denumire comercială Codificare
1 Aliaj Co-Cr/Heraenium CE CCH
2 Aliaj Co-Cr / Solibond C CCS
30
0 5000 10000 15000 20000
-0.4
-0.2
0.0
Pote
ntial (V
)
Timp (s)
CoCr_CCH
CoCr_CCS
NiCr_NCK
NiCr_NCS
1E-9 1E-8 1E-7 1E-6
-0.5
-0.4
-0.3
-0.2
-0.1
0.0
0.1
0.2
0.3
Po
tentia
l, E
(V
vs.
SC
E)
Densitate de curent, I (A/cm2)
CoCr_CCH
CoCr_CCS
NiCr_NCK
NiCr_NCS
3 Aliaj Ni-Cr / Kera N NCK
4 Aliaj Ni-Cr / Solibond N NCS
Tabel 6 – Parametrii procesului de coroziune [53]
Nr.crt. Proba Eoc
(mV)
Ecor
(mV)
icor
(nA/cm2)
CR
(µm/an)
βc
(mV)
βa
(mV)
Rp
(kΩ×cm2)
1 CCH -130 -223 6.81 0.717 112.07 216.5 4710.4
2 CCS -131 -238 6.2 0.611 97.95 225.02 4789.6
3 NCK 21 -6 874.78 93.98 363.22 953.5 130.7
4 NCS -213 -325 24.82 2.64 102.21 221.38 1224.9
Grafic 21 – Evoluţia potenţialului de circuit deschis pentru cele 4 aliaje testate [53]
Grafic 22 – Evoluţia curbelor potențiodinamice pentru cele 4 aliaje testate [53]
În ultimul studiu [54] efectuat în această direcţie de cercetare, în care am supus
proceselor experimentale de coroziune în saliva artificială la 37±0.5˚C un implant dentar din
titan, rezultatele obţinute au relevat o bună rezistenţă la coroziune a probei testate.
31
Concluziile au fost desprinse pe baza principalilor parametrii ai procesului de
coroziune (tabel 7), a evoluţiei potenţialului de circuit deschis (grafic 22) şi a evoluţiei curbei
Tafel (grafic 23).
Tabel 7 – Principalii parametri privind procesul de coroziune experimental suferit de implantul
dentar din titan [54]
Nr.crt. Proba Eoc
(mV)
Ecor
(mV)
icor
(nA/cm2)
CR
(µm/an)
βc
(mV)
βa
(mV)
Rp
(kΩxcm2)
1 Proba 71.99 - 94.26 22.54 0.205 91.31 570.46 1518.34
Grafic 22 – Reprezentarea grafică a evoluţiei potenţialului de circuit deschis a probei în urma
coroziunii în salivă artificială [54]
Grafic 23 – Reprezentarea grafică a evoluţiei curbei Tafel a probei în urma coroziunii în salivă
artificială [54]
Cercetările efectuate în această direcţie au arătat, în cazul testărilor individuale pe
diferite biomateriale de uz stomatologic, că dintre materialele luate în studiu, titanul are cea
mai bună rezistenţă la coroziune, urmat de aliajele pe bază de Cobalt-Crom şi Nichel-Crom.
Studiul efectuat pe cuplurile galvanice Titan-aliaj Cobalt-Crom, respectiv Titan-aliaj Nichel-
Crom a fost, de asemenea, în defavoarea aliajului de Nichel-Crom.
03600
720010800
1440018000
2160025200
2880032400
3600039600
43200
0.068
0.070
0.072
0.074
0.076
0.078
0.080
0.082
0.084
0.086
Po
ten
tia
l (V
)
Timp (s)
1E-10 1E-9 1E-8 1E-7 1E-6
-0.2
-0.1
0.0
0.1
0.2
0.3
Pote
ntial, E
(V
vs. S
CE
)
Densitate de curent, i (A/cm2)
32
1.2 Studii privind biocompatibilitatea unor clase de aliaje utilizate
în tehnologia metalo-ceramică
Aliajele de Cobalt-Crom şi Nichel-Crom au fost introduse ca alternative ale aliajelor
metalice pentru confecţionarea restaurărilor protetice fixe metalo-ceramice [55]. Studiile au
raportat o anumită rată de citotoxicitate mai crescută în cazul utilizării aliajelor pe bază de
Nichel-Crom [56] faţă de alte aliaje dentare.
Prevalenţa alergiilor la metale este crescută în rândul populaţiei generale, iar studiile
estimează că un procent de 17% persoane de sex feminin şi 3% persoane de sex masculin sunt
alergice la Nichel, iar între 1 şi 3% sunt alergici la Cobalt sau Crom. [57]
Studiile [57-59] consideră Nichelul cel mai frecvent alergen [57-59] şi metalul cu cel
mai mare potenţial carcinogen [60]. Noble şi colab. [61] au asociat alergiile la Nichel produse
de materiale ortodontice cu variate manifestări orale precum hiperplazia gingivală,
parodontita, eritemul multiform, stomatita cu eritem uşor până la sever, pierderea gustului sau
gust metalic.
Expunerea pacienţilor cu potenţial alergic la metale la obturaţii de amalgam de argint
sau implanturi dentare din aliaje de titan poate duce la grave probleme de sănătate [62-64]
conform literaturii de specialitate.
În această direcţie de cercetare am realizat până în prezent două studii, publicate într-o
revistă indexată ISI Thompson în calitate de autor principal.
În “Comparative assessment of biocompatibility of NiCr and CoCr alloys used in
metal-fused-to-ceramic technology” [65] am prezentat rezultatele obţinute în urma evaluării
comparative a biocompatibilității unor aliaje comerciale utilizate pentru confecţionarea
restaurărilor metalo-ceramice.
În acest studiu au fost incluse 3 aliaje dentare comerciale pe bază de Nichel-Crom,
care au fost codificate N1-N2-N3, şi 3 aliaje dentare comerciale pe bază de Cobalt-Crom,
codificate C1-C2-C3.
Din cele 6 aliaje incluse în studiu s-au confecţionat în laboratorul de tehnică dentară
probe cilindrice, cu diametru de 1 cm şi înălţime de 1 mm, iar eşantioanele astfel obţinute s-au
utilizat pentru testarea proliferării celulare şi a adezivităţii în contact cu culturi celulare din
linia MNNG (respectând normele ISO 10993-5).
Eşantioanele din cele 6 tipuri de aliaje dentare comerciale au fost sterilizate timp de 5
minute, ulterior incubate pentru 24 ore în etanol cu concentraţia de 70% şi ulterior spălate cu
ajutorul unei soluţii tampon sterile.
33
După această pregătire, eşantioanele au fost introduse pentru 24 ore în condiţii sterile
în mediul de cultură pregătit în prealalbil şi au fost menţinute la 37˚C în mediile de cultură
într-un incubator, la o umiditate relativă de 95% şi o atmosferă de 5% CO2.
Pregătirea culturilor celulare MNNG a constat în decongelare, spălare în mediu de
cultură Minimal Eagle, care a fost suplimentat cu ser fetal bovin 10% inactivat termic, la care
s-a adăugat L-glutamină 2% şi Penicilină-Streptomicină 1%. Apoi culturile celulare au fost
centrifugate 5 minute şi au fost resuspendate în 10 ml mediu de cultură Minimal Eagle. [65]
Confluenţa culturilor celulare în baloane sterile s-a obţinut în cca 48 ore, după care s-a
procedat la îndepărtarea mediului de cultură, iar stratul de celule a fost detaşat cu tripsină-
EDTA.
Aspectul în ansamblu al eşantioanelor pe care se găsesc proliferările celulare obţinute
şi detalii ale acestor proliferări celulare se regăsesc în figurile 7-18.
Fig. 7 – Eşantion N1 - imagine de ansamblu
[65]
Fig. 8 – Detaliu privind proliferarea celulară
pe eşantionul N1. Constatăm la o mărire
1000x o aderenţă de aproximativ 50% [65]
Fig. 9 – Eşantion N2 - imagine de ansamblu
[65]
Fig. 10 – Detaliu privind proliferarea celulară
în zona centrală a eşantionului N2 (mărire
1000x) [65]
34
Fig. 11 – Eşantion N3 - imagine de
ansamblu [65]
Fig. 12 – Aderenţă redusă pe suprafaţa
eşantionului N3 (mărire 1000x) [65]
Fig. 13 – Eşantion C1 - imagine de
ansamblu [65]
Fig. 14 – Detaliu ce denotă o proliferare celulară
excelentă pe marginea eşantionului C1 (mărire
1000x) [65]
Fig. 15 – Eşantion C2 - imagine de
ansamblu [65]
Fig. 16 – Detaliu ce demonstrează o proliferare
celulară moderată pe eşantionul C2 (mărire
1000x) [65]
35
Fig. 17 – Eşantion C3 - imagine de
ansamblu [65]
Fig. 18 – Detaliu ce denotă o proliferare celulară
bună pe eşantionul C3 (mărire 1000x) [65]
În cadrul studiului [65] nostru, realizat cu sprijinul Departamentului de Biologie
Celulară şi Moleculară din cadrul Facultăţii de Medicină a UMF “Gr. T. Popa” din Iaşi,
evaluarea detaşării celulare s-a efectuat cu ajutorul unui microscop de contrast. Pentru
numărarea celulelor viabile, acestea au fost colorate utilizând albastru Trypan și au fost
cuantificate cu ajutorul unui sistem de numărare (Invitrogen).
Pentru aliajele testate, ordinea descrescătoare a biocompatibilității, apreciată în funcţie
de gradul proliferării celulare pe suprafaţa probelor, a fost:
- C1 – acoperire 98% din suprafaţa materialului;
- C3 – acoperire 90% din suprafaţa materialului;
- N2 – acoperire 80% din suprafaţa materialului;
- N3 – acoperire 65% din suprafaţa materialului;
- C2 – acoperire 55% din suprafaţa materialului;
- N1 – acoperire 50% din suprafaţa materialului.
Cel de-al doilea studiu [66] efectuat în această direcţie de cercetare s-a desfăşurat cu
sprijinul Institutului de Biologie şi Patologie Celulară “Nicolae Simionescu” din Bucureşti.
Am evaluat biocompatibilitatea unor aliaje utilizate pentru confecţionarea punţilor
dentare (două aliaje Cobalt-Crom şi două aliaje Nichel-Crom) [66] (tabel 8).
Eşantioanele au fost obţinute prin turnare sub formă de discuri standardizate, cu o
grosime de 2 mm şi diametru de 14 mm. Testarea biocompatibilității s-a efectuat conform
normelor ISO 10993-5, după prelucrarea eşantioanelor turnate, astfel încât să evităm
suprafeţele denivelate, cu asperităţi sau impurităţi.
36
Am utilizat linia celulară MG63, de tip osteosarcom uman, produsă de American Type
Culture Collection. Proba de control a fost reprezentată de un aliaj de Ti6Al4V, cunoscut ca
având o biocompatibilitate ridicată, la care s-au raportat rezultatele obţinute pe probele
investigate.
Tabel 8 – Codificarea eşantioanelor utilizate în testarea biocompatibilității [66]
Nr.crt. Eşantion / Denumire comercială Codificare
1 Aliaj Co-Cr / Heraenium CE CCH
2 Aliaj Co-Cr / Solibond C CCS
3 Aliaj Ni-Cr / Kera N NCK
4 Aliaj Ni-Cr / Solibond N NCS
Capacitatea de colonizare a liniei celulare MG63 pe eşantioanele luate în studiu a fost
evaluată prin tehnici de microscopie cu fluorescenţă cu un microscop produs de firma Zeiss,
Germania (Zeiss Axio Observer).
S-au cuantificat proliferarea celulară (fig. 19, grafic 24) şi viabilitatea celulară (fig. 20,
grafic 25) pe eşantioanele testate şi pe proba de control la 3 şi 6 zile.
Din punct de vedere al proliferării celulare, cele mai bune rezultate s-au obţinut pentru
eşantionul NCS, urmat de CCH, CCS şi NCK. În ceea ce priveşte viabilitatea celulară,
ordinea descrescătoare a biocompatibilității a fost: CCH, NCK, CCS şi NCS.
Fig. 19 - Proliferarea liniei celulare MG63 pe eşantioanele metalice după 3, respectiv 6 zile
(citoscheletul de actină este colorat în verde; nucleii sunt coloraţi în albastru cu ajutorul
substanţei de contrast Hoechst) [66]
37
Grafic 24 - Cuantificarea ADN-ului din celulele MG63 cultivate pe eşantioanele metalice după 3
zile (a) şi 6 zile (b) (* p≤ 0.05; **p ≤ 0.01) [66]
a)
b)
Fig. 20 - Microscopie cu fluorescenţă – imagini achiziţionate în urma efectuării testelor de
citotoxicitate asupra celulelor MG63 (celulele moarte sunt colorate în rosu; celulele viabile sunt
colorate în verde) [66]
Control CCS CCH NCS NCK0.0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
1.2
1.4
DN
A q
ua
ntity
(fo
ld in
cre
ase
) *
Proliferarea celulara la 3 zile
**
Control CCS CCH NCS NCK0.0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
1.2
1.4
DN
A q
ua
ntity
(fo
ld in
cre
ase
)
**
Proliferarea celulara la 6 zile
38
Grafic 25 - Cuantificarea fosfatazei alcaline din celulele MG63 cultivate pe eşantioanele metalice
după 3 zile (a) şi 6 zile (b) (*p ≤ 0.05; **p ≤ 0.01; ***p ≤ 0.001)) [66]
a)
b)
Concluziile acestei direcţii de cercetare au fost:
- pe culturile celulare MNNG, gradul proliferării celulare a fost mai crescut pentru
aliajele de Cobalt-Crom,
- pe culturile celulare MG63, gradul proliferării celulare a fost mai crescut pentru un
aliaj de Nichel-Crom, dar viabilitatea celulară a fost mai bună pentru un aliaj de
Cobalt-Crom.
1.3 Aplicarea tehnicilor moderne de microscopie în examinarea
pieselor protetice şi a implanturilor dentare
Microscopia electronică este utilă pentru examinarea unei game largi de eşantioane
anorganice sau biologice, incluzând metale, cristale, celule sau probe de biopsie.
Prin tehnicile de microscopie electronica se pot culege informaţii privind:
- Morfologia suprafeţelor;
- Structura cristalină a probelor;
Control CCS CCH NCS NCK0.0
0.3
0.6
0.9
1.2
1.5
mic
rom
ole
s tra
nsfo
rmed s
ubstr
ate
/(cm
2*m
g D
NA
*min
)
-fo
ld incre
ase- *
***
Activitate fosfataza alcalina la 3 zile
Control CCS CCH NCS NCK0.0
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
3.0
***
Activitate fosfataza alcalina la 6 zile
mic
rom
ole
s t
ransfo
rmed
sub
str
ate
/(cm
2*m
g D
NA
*min
)
-fo
ld in
cre
ase-
*****
39
- Textura suprafeţelor;
- Compoziţia chimică a probelor.
Microscoapele electronice de tip SEM (Scanning Electron Microscope) prezintă o
serie de avantaje importante:
- Permit investigarea unor probe cu dimensiuni extrem de mici;
- Permit selectarea profunzimii câmpului de focalizare;
- Permit analiza compoziţiei chimice a probelor investigate, la nivel de suprafaţă.
Studiile [67-71] efectuate în această direcţie s-au desfăşurat cu sprijinul Centrului de
Cercetare BIOMAT al Universităţii Politehnica din Bucureşti, unde am analizat la
microscopul electronic de scanning atât explanturi dentare, cât şi diferite probe de aliaje
metalice utilizate în tehnologia metalo-ceramică, iar rezultatele tuturor acestor studii le-am
publicat în calitate de autor principal în reviste ISI cu factor de impact.
Scopul iniţial filogenetic al ţesutului mineral a fost de rezervor de calciu pentru
organism, rolul de suport dezvoltându-se în mod secundar pe scara evoluţiei. [72]
Încărcarea funcţională reglează fenomenul de apoziţie osoasă [73], iar controlul
resorbţiei osoase este realizat de mediatorii metabolismului calciului (estrogenul, hormonul
paratiroidian, vitamina D, etc.) [74].
Remodelarea ţesutului osos se desfăşoară la suprafaţa oaselor şi presupune modificări
nete în ceea ce priveşte mărimea şi forma oaselor, prin mecanisme combinate de reorientare,
creştere şi atrofie.
Studiile ultrastructurale efectuate asupra interfeţei os-implant relevă un process de
osteogeneză complex, care are loc adiacent implanturilor dentare.
Interfaţa os-implant este la început fibrilară, cu aspect electrono-dens [67], separând
osul matur de implant.
În momentul inserării în os, implanturile dentare prezintă o stabilitate primară, ca
rezultat al contactului direct dintre osul rezidual şi corpul implantului. Pe perioada vindecării
osoase, de aproximativ 6 luni, stabilitatea implantului va creşte progresiv, transformându-se în
stabilitate secundară, ce va permite după anumite valori încărcarea ocluzală a implantului în
condiţii de siguranţă.
Primul studiu [67] publicat în această direcţie de cercetare prezintă comparativ
rezultatele examinării SEM a 10 cazuri de explante dentare din colecţia UPB-BIOMAT.
Trei dintre explanturile studiate prezentau suprafaţa prelucrată prin frezaj, patru aveau
suprafaţa prelucrată prin frezaj şi sablare, iar trei prezentau suprafaţa prelucrată prin frezaj şi
sablare, urmate de gravaj acid. [67]
40
În 3 cazuri eşecul a apărut anterior încărcării ocluzale şi în 7 cazuri eşecul a apărut
după încărcare, ablaţia implanturilor producându-se într-un interval de timp cuprins între 3
săptămâni şi 4 ani de la inserare.
Probele luate în studiu au fost fixate în 3% glutaraldehidă pentru 24h la 4°C şi au fost
examinate la un microscop electronic Philips SEM XL 30 TMP, dotat cu spectrometru
EDAX.
Prima probă analizată a fost reprezentată de un implant dentar din aliaj de titan, ce
prezintă spire trapezoidale largi, active, cu pas rar şi suprafaţa preparată prin frezaj.
Implantul a fost inserat pentru 120 zile în regiunea 23 şi a fost încărcat imediat,
pierzându-şi stabilitatea în timp, ceea ce a impus necesitatea ablaţiei sale.
ig. 26 – Imagine SEM proba 1 – suprafaţa implantului este acoperită cu os de neoformaţie, aflat
în proces de maturizare, în contact cu implantul pe o arie extinsă [67]
Proba 2 este reprezentată de un alt implant, cu spire trapezoidale mai puţin forante faţă
de spirele implantului din proba 1. Suprafaţa implantului a fost iniţial frezată şi apoi sablată,
pentru a spori suprafaţa de contact implant-os.
Fig. 27 – Imagine SEM proba 2 – pe suprafaţas implantului se găseşte os cu diferenţiere redusă,
nematurat [67]
41
Implantul ce reprezintă proba 2 a fost inserat pentru 3 luni în regiunea 21 şi a rămas
neîncărcat. Deoarece la 3 luni de la inserare s-a constatat că stabilitatea secundară avea o
valoare mai redusă decât stabilitatea primară, s-a decis ablaţia implantului.
Macroscopic, implantul prezenta acoperire strict la nivel apical cu ţesut osos, iar
examinarea prin microscopie electronică a relevat prezenţa osului nematurat, cu diferenţiere
redusă.
Proba 3 este reprezentată de un implant identic cu cel din proba 2, care a fost însă
inserat pentru 4 luni în poziţia 13. La 3 luni postinserare, stabilitatea secundară măsurată
contraindica protezarea, astfel încât s-a decis expectativa pentru încă 4 săptămâni, moment în
care s-a constatat că stabilitatea secundară nou măsurată era cu 15% mai redusă decât
valaorea măsurată cu o lună mai devreme, ceea ce a impus ablaţia implantului.
Fig. 28 – Imagine SEM proba 3 – remarcăm os cu diferenţiere redusă în 2/3 cervicale ale
implantului; os diferenţiat /maturat în 1/3 apicalǎ a implantului [67]
Proba 4 este reprezentată de un implant cu suprafaţa preparată prin frezaj, sablare şi
gravaj acid. Implantul a fost încărcat la 6 luni de la inserarea în zona molară maxilară. După 4
ani de la încărcare implantul s-a fracturat şi a fost necesară ablaţia sa din os. [67]
Examinând interfaţa os-implant la microscopul electronic, am constatat prezenţa
osului organizat functional, matur, aflat pe toată lungimea implantului în contact cu acesta.
Implantul din proba 5 are suprafaţa preparată prin aceleaşi procedee ca ş implantul din
proba 4. Implantul din proba 5 a fost inserat pentru 2 ani în regiunea 14 şi a beneficiat de o
protezare imediată printr-o restaurare protetică fixă cu sprijin mixt (pe implanturi şi pe dinţi
naturali). Datorită suprasolicitării prin solidarizarea cu dinţi cu grad redus de implantare,
42
implantul s-a fracturat. Prin examinarea SEM a fragmentului de implant fracturat am observat
osteointegarea sa “la distanţă”. [67]
Fig. 29 – Imagine SEM proba 4 [67]
Fig. 30 – Imagine SEM proba 5 – osteointegrare “la distanţǎ” a implantului [67]
Fig. 31 – Imagine SEM proba 6 – constatăm abesnţa ataşării omogene a ţesutului osos de
implant [67]
43
Proba 6 este reprezentată de asemenea de un implant dentar, ca şi cele din probele 4 şi
5, cu suprafaţa preparatǎ prin frezaj, sablare şi gravaj acid. Implantul a fost menţinut pentru
un an în poziţia 26, fiind protezat imediat.
Cauza eşecului în acest caz a fost suprasolicitarea implantului de dimensiuni
necorespunzătoare într-un os slab calitativ.
Implantul din proba 7 prezenta o suprafaţă prelucratǎ prin frezaj, a fost inserat în
poziţia 13 şi a beneficiat de încărcare imediată.
Pacientul a acuzat sensibilitate dureroasă şi sângerări în zonă la 2 ani de la încărcare
ocluzală, iar examenul radiologic recomandat a relevat integrarea fibroasǎ a implantului,
reconfirmată şi prin examen SEM.
Integrarea fibroasǎ a respectivului implant s-a produs neobservată clinic pentru că
acesta era stâlp al unei punţi maxilare totale alături de alte implanturi.
Fig. 32 – Imagine SEM proba 7 [67]
Fig. 33 – Imagine SEM proba 8 – constatăm prezenţa ţesutului osos nou format bine reprezentat
cantitativ, aflat “la distanţă” de implant (stg.); osul de neoformaţie, cu aspect lamelar deja
prefigurat, conţine printre lamelele osoase numeroase hematii (dr.) [67]
44
Proba 8 a fost reprezentată de un implant cu suprafaţa prelucratǎ prin frezaj urmat de
sablare. Implantul a fost inserat în regiunea 35 şi a fost încărcat ocluzal la o lună de la
inserare.
La consultul programat la 7 zile de la cimentarea coroanei cu agregare implantară, s-a
depistat un contact prematur, soldat cu apariţia unei discrete mobilităţi a ansamblului coroană-
implant. S-a procedat la şlefuirea ocluzală selectivă pentru îndepărtarea contactului prematur
şi pacienta a fost rechemată la o săptămână. În acel moment, mobilitatea era mult mai
accentuată şi a impus ablaţia implantului.
Proba 9 era reprezentată de un implant cu suprafaţa prelucrată prin frezare. Implantul a
fost inserat imediat postextracţional, iar la 21 de zile postinserare, la un examen de control, s-
a decis ablaţia lui deoarece prezenta mobilitate şi suferinţă tisulară adiacentă (modificare de
culoare şi sângerare la sondare la nivelul ţesuturilor moi periimplantare).
Fig. 34 – Imagine SEM proba 9 [67]
Fig. 35 – Imagine SEM proba 10 - ţesutul osos din jurul apexului implantului [67]
45
Am constatat în urma examenului SEM prezenţa inconstantă a ţesutului conjunctiv în
jurul implantului, ceea ce demonstrează lipsa integrării osoase, cel mai probabil ca urmare a
necrozei osoase [67] datorate supraîncălzirii osului la prepararea patului implantar.
Proba 10 a fost reprezentată de un implant cu suprafaţa prelucrată prin frezaj şi
sablare, care a fost inserat pentru aproximativ 2 luni în regiunea 36, a fost încărcat timpuriu şi
a necesitat ablaţia, ca urmare a reducerii stabilităţii.
Am constatat la examinarea SEM acoperirea implantului cu ţesut conjunctiv în strat
relativ uniform în jurul porţiunii apicale.
În urma studiului efectuat am putut stabili o relaţie de proporţionalitate directă între
gradul de prelucrare al suprafeţei implantului şi perioada de supravieţuire a acestuia.
Examinarea prin microscopie electronică de baleiaj a permis înţelegerea fenomenelor
celulare care se produc în timp la nivelul interfeţei dintre os şi implant. Prin examinări SEM
seriate vom putea pe viitor observa şi explica mai uşor posibilităţile de integrare tisulară sau
fibroasă a unui implant [67], în corelaţie cu calitatea şi cantitatea de os nou format.
Tot în aceeaşi direcţie am efectuat împreună cu colectivele de cercetare din care fac
parte 4 studii asupra unor piese protetice pentru a depista eventuale defecte de turnare şi
pentru a evalua efectul tratamentelor termice asupra restaurărilor respective [68-71].
Studiul “Research on microstructural and chemical inhomogeneity in cast metal
crowns made of CoCrMoW alloy” [68] prezintă rezultatele obţinute în urma examinării prin
tehnici de microscopie optică şi electronică a unor probe turnate în laboratorul de tehnică
dentară din aliaj de CoCrMoW.
Eşantioanele examinate au fost prelevate din coroana propriu-zisă, din conul de
turnare şi din reţeaua de turnare, au fost înglobate în bachelită, au fost lustruite metalografic şi
au fost examinate la microscopul optic şi microscopul electronic de scanning aflate în dotarea
centrului de cercetare BIOMAT – Universitatea Politehnica din Bucureşti.
Examinarea la microscopul optic a eşantionului provenit din coroana dentară propriu-
zisă a relevant prezenţa unei mari cantităţi de particule intermetalice, dispersate într-o matrice
cu microstructură dendritică [68] (fig. 36).
Examinarea reţelei de turnare (fig. 37) şi a conului de turnare (fig. 38) prin
microscopie optică a demonstrat prezenţa unei matrice dendritice (soluţie solidă) omogenă, cu
separări intermetalice evidente de compuşi, datorate cel mai probabil vitezelor diferite de
răcire a zonelor de aliaj după turnare, datorită grosimii neomogene a pieselor.
46
Fig. 36 – Microscopie optică – mărire 100x – eşantion din coroana propriu-zisă [68]
Fig. 37 – Microscopie optică – mărire 100x – eşantion din reţeaua de turnare [68]
Fig. 38 – Microscopie optică – mărire 100x – eşantion din conul de turnare [68]
Examinarea probelor prin microscopie optică a fost completat de examinarea SEM
(fig. 39-41) şi analiza microstructurală EDS (tabele 9 -17 şi grafice 27-35) a eşantioanelor.
47
Fig. 39 – Microscopie electronica de scanning – mărire 2000x – eşantion din coroana propriu-
zisă [68]
Tabel 9 – Analiza chimică a compuşilor de
la nivelul coroanei [68]
Grafic 27 – Spectre caracteristice
compuşilor de la nivelul coroanei [68]
Element Wt % At %
Si 2.87 6.4
Nb 4.26 2.88
Mo 13.08 8.55
Cr 24.65 29.72
Co 46.55 49.52
W 8.59 2.93
Total 100 100
Tabel 10 – Analiza chimică a zonelor
colorate gri închis din coroana metalică [68]
Grafic 28 – Spectre caracteristice zonelor
colorate gri închis din coroana metalică
[68]
Element Wt % At %
Si 0.99 2.09
Mo 3.48 2.16
Cr 25.28 28.92
Fe 0.55 0.58
Co 63.71 64.31
W 5.99 1.94
Total 100 100
48
Tabel 11 – Analiza chimică a zonelor
colorate gri deschis din coroana metalică
[68]
Grafic 29 – Spectre caracteristice zonelor
colorate gri deschis din coroana metalică
[68]
Element Wt % At %
Si 1.39 2.93
Mo 3.69 2.28
Cr 25.86 29.51
Fe 0.78 0.83
Co 62 62.43
W 6.28 2.03
Total 100 100
Tabel 12 – Analiza chimică a zonelor
colorate gri închis, situate interdendritic la
nivelul coroanei [68]
Grafic 30 – Spectre caracteristice zonelor
colorate gri închis, situate interdendritic la
nivelul coroanei {68]
Element Wt % At %
Si 0.44 0.92
Mo 1.9 1.17
Cr 25.61 29.1
Fe 0.65 0.69
Co 66.28 66.47
W 5.11 1.64
Total 100 100
Fig. 40 – Microscopie electronică de scanning – mărire 2000x – eşantion din reţeaua de turnare
[68]
49
Tabel 13 – Analiza chimică a compuşilor de
la nivelul reţeaua de turnare [68]
Grafic 31 – Spectre caracteristice compuşilor
de la nivelul reţelei de turnare [68]
Element Wt % At %
Si 2.86 6.39
Nb 3.5 2.36
Mo 14.41 9.42
Cr 25.72 31.04
Fe 0.74 0.83
Co 44.16 47.01
W 8.6 2.94
Total 100 100
Tabel 14 – Analiza chimică a zonelor colorate
gri deschis din reţeaua de turnare [68]
Grafic 32 – Spectre caracteristice zonelor
colorate gri deschis din reţeaua de turnare
[68]
Element Wt % At %
Si 1.76 3.76
Mo 7.05 4.41
Cr 26.01 30
Fe 0.6 0.64
Co 58.02 59.05
W 6.56 2.14
Total 100 100
Tabel 15 – Analiza chimică a zonelor colorate
gri închis din reţeaua de turnare [68]
Grafic 33 – Spectre caracteristice zonelor
colorate gri închis din reţeaua de turnare [68]
Element Wt % At %
Si 0.89 1.88
Mo 3.41 2.12
Cr 27.28 31.27
Fe 0.8 0.86
Co 61.06 61.75
W 6.55 2.12
Total 100 100
50
Fig. 41 – Microscopie electronică de scanning – mărire 2000x – eşantion din conul de turnare
[68]
Tabel 16 – Analiza chimică a masei
metalice de bază din conul de turnare
[68]
Grafic 34 – Spectre caracteristice pentru
masa metalică de bază din conul de turnare
[68]
Element Wt % At %
Si 1.56 3.33
Mo 4.44 2.77
Cr 25.93 29.92
Fe 1.43 1.54
Co 58.82 59.88
W 7.81 2.55
Total 100 100
Tabel 17 – Analiza chimică a punctelor
gri închis din conul de turnare [68]
Grafic 35 – Spectre caracteristice pentru
punctele gri închis din conul de turnare [68]
Element Wt % At %
Si 1.17 2.48
Mo 4.2 2.6
Cr 26.48 30.25
Fe 0.53 0.56
Co 61.7 62.19
W 5.93 1.92
Total 100 100
51
În toate zonele examinate ale probelor am depistat structuri neomogene, care
prezentau aspect dendritic, provenit din turnare. Recomandăm corectarea acestor
neomogenităţi, deoarece ele pot constitui viitoare zone sensibile în care se pot declanşa
procese de coroziune în urma expunerii pieselor protetice în mediul oral.
Studiul efectuat anterior [68] a fost continuat, iar rezultatele au fost publicate în
lucrarea “Microstructure and Chemical Homogeneity of Cast Dental Crowns Made from
CoCrMoW Alloy and Ceramic Mass” [69], în care am prezentat faptul că o structură
neomogenă a unui aliaj metalic pentru o restaurare metalo-ceramică se poate omogeniza cu
succes prin recoacerea realizată după depunerea masei ceramice.
Infrastructura coroanei dentare examinate în cadrul studiului a fost turnată în
laboratorul de tehnică dentară din aliaj Girobond, pe bază de CoCrMoW. După examinarea
SEM iniţială (fig. 42), pe substratul metalic s-a depus ceramica în straturi şi s-a realizat
sinterizarea acesteia conform indicaţilor oferite de producător. Coroana a fost reexaminată la
microscopul electronic (fig. 43-45).
Fig. 42 – Imagine SEM iniţială a coroanei dentare la o mărire de 500x [69]
Fig. 43 - Imagine SEM a piesei protetice după depunerea straturilor de ceramică la o mărire de
2000x [69]
Examinarea SEM pe secţiune transversală a coroanei a evidenţiat 3 straturi: masa de
aliaj de CoCrMoW, stratul de opac şi masa de porţelan translucid. [69] În zona aliajului
52
metalic am constatat prezenţa unor defecte de turnare, precum fisuri, zone de oxidare şi
prezenţa compuşilor intermetalici. [69]
Fig. 44 – Detaliu din masa de ceramică - imagine SEM la o mărire de 2000x [69]
Fig. 45 – Detaliu al substratului metalic după sinterizarea ceramicii - imagine SEM la o mărire
de 500x [69]
Faţă de aspectul iniţial al capei metalice, la coroana metalo-ceramică finită am
constatat o îmbunătăţire a distribuţiei elementelor componente a aliajului metalic ca urmare a
reîncălzirilor repetate în cicluri de ardere a masei ceramice.
Rezultate similare au fost obţinute şi în celelalte două studii [70, 71] efectuate în
aceeaşi direcţie de cercetare, în care am evaluat prin examinări la microscopul optic și
electronic restaurări metalo-ceramice din NiCr şi CoCr din punct de vedere al integrităţii
structurale și din punct de vedere al preciziei confecţionării.
În ceea ce priveşte examinarea explanturilor, am realizat prin studiul nostru o corelaţie
între durata de menţinere a implanturilor în os şi tratamentul de suprafaţă al implanturilor.
Referitor la examinarea pieselor protetice turnate, am concluzionat că ciclurile termice
efectuate în vederea aderării straturilor de ceramică pe suprafaţa aliajului au un efect benefic
asupra omogenităţii aliajului metalic.
53
1.4 Analize cu elemente finite şi simulări în terapia edentației parţiale
prin restaurări protetice fixe
Cavitatea orală este un sistem complex biomecanic. Pentru a estima rezistența la
fractură a structurilor dentare sau a materialelor de restaurare, este posibilă efectuarea testelor
mecanice, care pot oferi informații limitate privind comportamentul intern al materialelor
analizate. [75]
Dacă aplicăm o forţă asupra unei structuri, la nivelul ei apar tensiuni şi deformări, iar
dacă tensiunile ajung să depăşească limita de elasticitate a structurii respective, este posibilă
producerea unei fracturi [76].
Tensiunile aplicate asupra componentelor sistemului stomatognat nu pot fi direct
măsurate [75] şi din acest motiv este şi foarte dificil de apreciat peste ce limită se iniţiază un
eşec al unei astfel de structuri, extrem de complexe.
Încă din anii 1960 se utilizează pe scară largă analiza cu elemente finite (Finite
Element Analysis = FEA), drept procedură numerică ce permite analiza deformărilor,
tensiunilor, propagării liniilor de fractură sau transmiterii căldurii într-o structură [75].
Analiza cu elemente finite permite obţinerea unei soluţii pentru o problemă prin
divizarea domeniului complex în subdomenii mai simple [77]. Faţă de alte metode de
cercetare, FEA prezintă o serie de avantaje incontestabile, precum reducerea timpului de lucru
şi furnizarea unor informaţii imposibil de a fi obţinute prin alte studii experimentale [76].
Protezele dentare fixe metalo-ceramice [78, 79] sunt de mai bine de 50 ani, soluţia de
preferat în reabilitarea edentaţiilor parţiale, prin rezistenţa mecanică şi estetica oferită, dar şi
prin adaptarea lor superioară [80-85] la bonturi, fie că acestea sunt dentare sau implantare.
Metoda elementelor finite [86-88] are în prezent tot mai multe aplicaţii în medicina
dentară [89-97]. Practic, programele specializate împart corpul fizic de analizat într-un număr
cât mai mare de elemente finite, legate prin noduri comune, reprezentate de vârfurile
corpurilor geometrice. Prin nodurile comune, elementele finite interacţionează între ele.
Prin studiile efectuate cu sprijinul BIOMAT – UPB am analizat comportamentul
biomecanic al diferitelor tipuri de implanturi [98, 99] şi al unor restaurări protetice cu
agregare dentară [85, 100] sau implantară [101].
Primul studiu [98] efectuat în această direcţie de cercetare a fost realizat asupra a două
tipuri de implanturi dentare din titan (“IEI 24” şi “TWS”, furnizate de BioMicron
Transilvania). Implanturile au fost inserate virtual în os cu caracteristicile unui caz clinic real
54
cu softul Mimics© Materialise NV şi au fost supuse încărcărilor mecanice de 700N în
ANSYS®, pentru a evalua interfaţa os-implant la solicitări mecanice.
Fig. 46 –Implantul IEI 94 (în stânga) şi implantul TWS (în dreapta) [98]
În urma studiului efectuat, am ajuns la concluzia că implantul IEI 94 este stabil în
condițiile particulare impuse de experiment, presiunile și deplasările înregistrate sunt mici,
majoritatea înregistrându-se în vârful bontului. [98]
a) deplasări pe axa OX b) deplasări pe axa OY c) deplasări pe axa OZ
Fig. 47 – Deplasări pe cele 3 axe la nivelul ansamblului os - implant IEI 94 [98]
a) deplasări pe axa OX b) deplasări pe axa OY c) deplasări pe axa OZ
Fig. 48 – Deplasări pe cele 3 axe la nivelul ansamblului os - implant TWS [98]
55
Similar, nici în cazul implantului TWS nu apar deplasări sau presiuni care ar putea
periclita stabilitatea şi integritatea implantului; cea mai afectată componentă din ansamblul
studiat fiind bontul angular [98].
Următorul studiu efectuat în această direcţie de cercetare a fost publicat în anul 2016
în Revista Materiale Plastice şi a constat în analiza comparativă prin metoda elementelor
finite (MEF) a comportamentului biomecanic al unei restaurări protetice fixe de 7 elemente
(1.1-1.7) cu agregare implantară, definită succesiv ca fiind din aliaj CoCr şi ceramică,
respectiv NiCr şi ceramică, pentru a determina ce tip de aliaj metalic are o rezistenţă mai
crescută la solicitări în condiţiile experimentale date [101].
Modelul discretizat al restaurării protetice fixe s-a importat în softul ANSYS© SAS
IP. Analiza prin MEF s-a realizat după cum urmează: s-a aplicat iniţial o forţă pe grupul
frontal de 180N, ulterior o forţă pe grupul lateral de 300N, atât în cazul în care puntea avea
schelet din aliaj de CoCr, cât şi în cazul în care puntea avea schelet din aliaj de NiCr.
Rezultatele obţinute în cazul simulării numerice efectuate la aplicarea forţei de 180N
pe grupul frontal sunt consemnate în tabelul 18, iar rezultatele obţinute la simularea numerică
efectuată la aplicarea forţei de 300N pe grupul lateral sunt centralizate în tabelul 19.
Tabel 18 – Centralizarea comparativă a rezultatelor obţinute la aplicarea experimentală a unei
forţe de 180N în regiunea frontală a restaurării metalo-ceramice cu schelet de CoCr/NiCr [101]
56
Tabel 19 – Centralizarea comparativă a rezultatelor obţinute la aplicarea experimentală a unei
forţe de 300N în regiunea laterală a restaurării metalo-ceramice cu schelet de CoCr/NiCr [101]
Analizele efectuate prin MEF ne-au condus la concluzia că în regiunea frontală,
indiferent de tipul de aliaj metalic utilizat, zona de minimă rezistenţă se situează pe incisivul
lateral, în zona unghiului disto-incizal. În regiunea laterală, deasemenea indiferent de tipul de
aliaj metalic utilizat, zona de minimă rezistenţă se situează pe molarul doi, la nivelul
cuspidului disto-palatinal. (fig. 49-52)
În cazul particular analizat, recomandăm confecţionarea structurii metalice din aliaj de
CoCr, deoarece acesta este, conform studiului nostru, mai puţin tensionat şi deformat,
comparativ cu structura metalică din NiCr.
Fig. 49 – Tensiunea echivalentă von Mises la aplicarea experimentală a forţelor în zona frontală
(stânga) şi laterală (dreapta) a restaurării cu structură metalică din CoCr [101]
57
Fig. 50 – Tensiunea principală la aplicarea experimentală a forţelor pe zona frontală (stânga) şi
laterală (dreapta) a restaurării cu structură metalică din NiCr [101]
Fig. 51 – Tensiunea de forfecare la aplicarea experimentală a forţelor pe zona frontală (stânga)
şi laterală (dreapta) a restaurării cu structură metalică din NiCr [101]
Fig. 52 – Deformarea totală la aplicarea experimentală a forţelor pe zona frontală (stânga) şi
laterală (dreapta) a restaurării cu structură metalică din CoCr [101]
Următorul studiu în această direcţie de cercetare s-a efectuat pentru a evalua rezistenţa
unei punţi dentare de 3 elemente, cu agregare dentară, utilizată pentru protezarea unei
edentaţii de molar inferior de 6 ani, confecţionată prin tehnica CAD-CAM din aliaj comercial
de CoCr şi ceramică).
58
Macheta tridimensională furnizată de laboratorul de tehnică dentară în format STL a
fost prelucrată în centrul de de cercetare BIOMAT – UPB cu soft-ul 3-matic© produs de
Materialise N.V. şi, după discretizare, a fost supusă analizelor numerice cu ANSYS© SAS IP.
Caracteristicile materialelor folosite la confecţionarea restaurărilor sunt centralizate în
tabelul 20.
Tabel 20 – Proprietăţile materialelor folosite la confecţionarea restaurărilor [85]
La nivelul fiecărui element al punţii s-au aplicat două forţe – 100 N pe axa Y şi 250N
pe axa Z, rezultând în urma descompunerii vectoriale o forţă cu valoarea de 223.61N pe
elementul de agregare mezial şi câte o forţă de 269.26N pe elementul de agregare distal şi pe
corpul de punte.
Fig. 53 – Forţele aplicate la nivelul restaurării [85]
Fig. 54 - Tensiunile von Mises (tensiunile echivalente) pe restaurarea metalo-ceramică [85]
59
Fig. 55 - Tensiunile von Mises (tensiunile echivalente) pe secțiunea restaurării metalo-ceramice
[85]
Tensiunile von Mises sunt tensiuni de întindere, cu valori cuprinse între 1.4e4 Pa şi
1.1e8 Pa [85]. Tensiunile normale sunt de compresiune pe suprafaţa punţii, dar devin de
întindere pe secţiunea restaurării, efectul maxim de îndoire fiind înregistrat la colet [85], între
corpul de punte şi elementul de agregare distal.
Fig. 56 – Tensiunea normală pe suprafaţa restaurării metalo-ceramice [85]
Fig. 57 – Tensiunea de forfecare în planul XY, pe secțiunea restaurării metalo-ceramice [85]
60
Tensiunea de forfecare în planul XY a fost o tensiune de compresie la nivelul
suprafeţelor pe care s-a exercitat şi a căpătat semn invers la nivelul coletului, între elementul
de agregare distal şi corpul de punte. Tensiunea de forfecare minimă în planul XZ s-a
înregistrat la joncţiunea dintre elementul de agregare mezial şi corpul de punte, iar valoarea
maximă s-a înregistrat la joncţiunea dintre corpul de punte şi elementul de agregare distal.
[85]
Valoarea maximă a deformaţiei totale absolute s-a înregistrat la nivelul feţei
vestibulare a corpului de punte.
Fig. 58 – Tensiunea de forfecare în planul XZ pe suprafaţa restaurării metalo-ceramice [85]
Fig. 59 – Deformația absolută totală la nivelul suprafeţei restaurării metalo-ceramice [85]
61
Fig. 60 – Deformația relativă normală elastică pe axa OY la nivelul suprafeţei restaurării
metalo-ceramice [85]
Fig. 61 - Deformația relativă de forfecare pe suprafaţa restaurării în planul XY [85]
Fig. 62 – Deformația relativă de forfecare pe secţiunea restaurării în planul YZ [85]
Fig. 63 - Deformația relativă de forfecare pe secţiunea restaurării în planul XZ [85]
Deformația relativă de forfecare în planurile XY, YZ şi XZ s-a produs sub formă de
compresiuni la nivelul punctului de contact dintre elementul de agregare mezial şi corpul de
punte şi alungiri în zona punctului de contact dintre corpul de punte şi elementul de agregare
distal.
În urma efectuării acestui studiu, am concluzionat că ariile cele mai vulnerabile,
localizate în zonele de stres maxim, sunt situate la nivelul coletului coroanelor şi la nivelul
62
punctelor de contact dintre acestea, dar tensiunile dezvoltate în aceste condiţii experimentale
nu au atins praguri ca pot determina fisuri sau fracturi la nivelul piesei protetice studiate.
Cel de-al IV-lea studiu efectuat în această direcţie de cercetare a avut drept scop
analiza comparativă prin MEF a modului de propagare al forțelor masticatorii prin
implanturile de titan sau zirconie către substratul osos, în vederea depistării celui mai bun
comportament biomecanic.
Am inclus în studiu două implanturi dentare, unul din aliaj de titan şi celălalt din
zirconie, care au fost scanate 3D şi inserate virtual cu un soft specializat într-un caz clinc real,
cu edentație de 3.6. Pentru a simula osteointegrarea, am stabilit blocarea deplasărilor la
nivelul interfeţei os-implant.
Cele două modele obţinute astfel au fost ulterior importate în ANSYS®, program
dedicat analizelor prin MEF. În cursul experimentului au fost aplicate pe implanturi forţe de
200N la 36˚C.
Fig. 64 - Deformația absolută totală în
modelul mandibulă - implant titan [99]
Fig. 65 - Deformația relativă elastică
echivalentă în modelul mandibulă - implant
titan [99]
Fig. 66 - Deformația relativă elastică
tangențială în modelul mandibulă - implant
titan [99]
Fig. 67 - Intensitatea deformației relative
elastice în modelul mandibulă - implant titan
[99]
63
Din studiul efectuat putem observa că deformaţia relativă elastică echivalentă,
deformaţia relativă elastică principală şi intensitatea deformaţiei relative elastice prezintă
valori reduse la nivelul primelor spire ale implantului şi la nivelul apexului acestuia.
Deformația absolută totală prezintă valori mai mari la nivelul implantului, faţă de valorile de
la nivelul osului mandibular.
Fig. 68 - Tensiunea de forfecare - planul YZ
[99]
Fig. 69 - Tensiunea de forfecare - planul XZ
[99]
Analizând interfaţa os-implant din aliaj de titan am remarcat apariţia presiunilor de
comprimare la nivelul apical al implantului, unde am constatat şi apariţia unei tendințe foarte
ușoare de alunecare faţă de substratul osos, ceea ce duce la o discretă tasare a osului [99].
Experimentul a fost repetat şi în cazul implantului din zirconie (fig. 70-76), caz în care
am remarcat de asemenea o tendinţă uşoară de alunecare la apex a implantului faţă de
substratul osos, dar pe o distanţă mai redusă.
Fig. 70 - Deformația absolută totală în
modelul mandibulă – implant din zirconie
[99]
Fig. 71 - Deformația relativă elastică
echivalentă în modelul mandibulă - implant
din zirconie [99]
64
Fig. 72 - Deformația relativă elastică
tangențială în modelul mandibulă-implant
din zirconie [99]
Fig. 73 - Intensitatea deformației relative
elastice în modelul mandibulă-implant din
zirconie [99]
Fig. 74 - Tensiunea de forfecare - planul YZ
[99]
Fig. 75 - Tensiunea de forfecare - planul
XZ [99]
Analizele prin MEF constituie o abordare eficientă a comportamentului mecanic al
sistemelor cu o geometrie complexă, precum şi a materialelor cu proprietăți diferite, supuse
unor variate tipuri de încărcare [102].
Comportarea la solicitări a celor două implanturi luate în studiu nu a fost identică,
deoarece ele prezintă proprietăți diferite de material și forme geometrice diferite [99].
Existenţa coeficientului Poisson al implantului de zirconie apropiat de coeficientul
Poisson al osului cortical a avut o deosebită importanță în condițiile solicitării aplicate
experimental, deoarece implantul din zirconie poate atenua până la blocare transferul de
tensiuni implant – os, ceea ce are ca rezultat o tranziție lină a efortului către mandibulă [99],
ceea ce îl face de preferat în vederea menajării osteointegrării.
Într-un alt studiu [100] efectuat în aceeaşi direcţie de cercetare am analizat prin MEF
comportamentul unei punţi dentare din zirconie la solicitări masticatorii.
Proprietățile zirconiei (ZrO2) definite în cadrul experimentului au fost cele centralizate
în tabelele 21 și 22.
65
Tabel 21 - Zirconie – proprietăți de elasticitate [100]
Modul de elasticitate
longitudinală (Young) E, MPa
Coeficient
Poisson, –
Modul de elasticitate
volumetric, MPa
Modul de elasticitate
transversală G, MPa
3900 0.23 2407.4 1585.4
Tabel 22 - Zirconie – Rezistență la compresiune [100]
Rezistență la compresiune, MPa
2200
Zirconia oferă pentru restaurările dentare o combinație de proprietăți mecanice,
proprietăți optice, rezistență chimică și biocompatibilitate.[103]
Zirconia se utilizează în stomatologie de mai mult de 15 ani cu indicații diferite, în
principal pentru înlocuirea metalului din restaurările protetice fixe pentru a îmbunătăți
aspectul estetic.[104]
Cu toate acestea, complicația clinică primară legată de utilizarea zirconiei pentru
proteze dentare fixe este rata mare de fractură a porțelanului cu care se acoperă, variind între
15% și 54%.[105, 106] Utilizarea zirconiului monolit sau cu aplicarea unui strat minim de
ceramică este realizată acum frecvent pentru a reduce complicațiile tehnice.[107]
Puntea dentară a fost împărțită în 7277 elemente finite interconectate prin 13664
noduri. [100] Experimentul s-a desfășurat la temperatura corpului (36°), aplicând o forță
experimentală de compresiune pe axa Z, în valoare de 350N. [100]
Sprijinul restaurării dentare a fost considerat, conform situației clinice, pe fețele
interne ale elementelor de agregare, iar forța experimentală de 350 N a fost aplicată vertical în
jos (în sensul negativ al axei Z) și a fost considerată uniform distribuită pe suprafețele de
contact ocluzale a celor 4 elemente componente ale punții. [100]
S-au calculat pentru puntea de zirconie deformația totală, deformația pe direcțiile X, Y
și Z, deformația elastică echivalentă, deformația elastică principală maximă, deformația
elastică tangențială maximă, deformația echivalentă totală, deformația normală elastică pe
direcțiile X, Y și Z, deformația tangențială elastică în planurile XY, YZ și XZ, tensiunea
echivalentă, tensiunea principală maximă, tensiunea maximă de forfecare, intensitatea
tensiunii, tensiunea normală în direcțiile X, Y și Z, precum şi tensiunea tangențială (de
forfecare) în planurile XY, YZ și XZ.
66
Fig. 76 - Deformația totală [100] Fig. 77 - Deformația pe direcția X [100]
Fig. 78 - Deformația pe direcția Y [100] Fig. 79 - Deformația pe direcția Z [100]
Fig. 80 - Deformația elastică echivalentă [100] Fig. 81 - Deformația elastică principală
maximă [100]
Fig. 82 - Deformația elastică tangențială
maximă [100]
Fig. 83 - Deformația echivalentă totală [100]
67
Fig. 84 - Deformația Normală Elastică pe
direcția X [100]
Fig. 85 - Deformația Normală Elastică pe
direcția Y [100]
Fig. 86 - Deformația Normală Elastică pe
direcția Z [100]
Fig. 87 - Deformația Tangențială Elastică în
planul XY [100]
Fig. 88 - Deformația Tangențială Elastică în
planul YZ [100]
Fig. 89 - Deformația Tangențială Elastică în
planul XZ [100]
Fig. 90 - Tensiunea Echivalentă [100] Fig. 91 - Tensiunea Principală Maximă [100]
68
Fig. 92 - Tensiunea Maximă de Forfecare [100] Fig. 93 - Intensitatea Tensiunii [100]
Fig. 94 - Tensiunea Normală în direcția X [100] Fig. 95 - Tensiunea Normală în direcția Y
[100]
Fig. 96 - Tensiunea Normală în direcția Z [100] Fig. 97 - Tensiunea Tangențială (de forfecare)
în planul XY [100]
Fig. 98 - Tensiunea Tangențială (de forfecare)
în planul YZ [100]
Fig. 99 - Tensiunea Tangențială (de forfecare)
în planul XZ [100]
69
În urma efectuării acestui studiu [100] am constatat că elementele cele mai vulnerabile
la solicitări sunt coroanele de înveliș de pe stâlpii protetici 24 și 27.
Concluziile la care am ajuns în urma abordării acestei direcţii de cercetare sunt:
- prin efectuarea analizelor cu elemente finite putem decela eventuale deficienţe
constructive şi de proiectare, în scopul îmbunătăţirii designului implanturilor sau restaurărilor
protetice;
- proprietăţile mecanice ale materialului din care restaurarea sau implantul sunt
confecţionate influenţează comportamentul la solicitări, deoarece materialele dentare prezintă
un grad diferit de fragilitate la apariţia încovoierii şi rotaţiei;
- principalul dezavantaj al analizei cu elemente finite efectuată anterior realizării
propriu-zise a unei restaurări este legată de faptul că efectuarea simulărilor presupune o etapă
consumatoare de timp. [100]
70
Capitolul 2
Planuri de evoluţie şi dezvoltare a carierei
Cariera universitară presupune în permanenţă alocarea unor multiple resurse de timp
în procesul continuu de formare şi dezvoltare, care are la bază interacţiunea dintre propriile
aptitudini, dorinţa de evoluţie profesională şi influenţa mediului academic în care performăm.
În calitate de membru al comunităţii academice a Universităţii Titu Maiorescu din
Bucureşti îmi propun:
- menţinerea unui nivel ridicat de competenţă prin permanentă perfecţionare şi
instruire;
- participarea activă la procesul de formare a studenţilor Facultăţii de Medicină
Dentară, pentru a oferi pe piaţa muncii medici dentişti şi tehnicieni dentari competitivi;
- susţinerea unui învăţământ modern, centrat pe student, conform standardelor în
vigoare pe plan naţional şi internaţional;
- implicarea în continuare, în calitate de Director de Departament, în activitatea de
cercetare ştiinţifică a Facultăţii de Medicină Dentară;
- participarea activă la dezbaterile şi deciziile care duc la performanţă academică din
perspectiva de membru al Consiliului Facultăţii.
Pentru atingerea acestor deziderate este esenţială colaborarea directă şi nemijlocită cu
fiecare din membrii comunităţii academice: cu colegii, cu studenţii, cu masteranzii şi cu
viitorii doctoranzi.
2.1 Dezvoltarea activităţii profesionale şi academice
Cadrul general
În cei 16 ani de carieră didactică, m-am implicat activ în formarea teoretică şi practică
la standarde europene a absolvenţilor programelor de studii oferite de Facultatea de Medicină
Dentară, dar şi în susţinerea prestigiului comunităţii academice din care fac parte.
În pezent sunt conferenţiar universitar în Departamentul Disciplinelor de Specialitate
Medicină Dentară, cu ore de predare la disciplinele Morfologia dinţilor şi arcadelor dentare;
Diagnosticul radiologic în medicina dentară.
Pentru a sprijini activitatea studenţilor, am colaborat pe parcursul carierei didactice cu
colegii din Departament şi cu cadre didactice de la Facultatea Ştiinţa şi Ingineria Materialelor
71
- Universitatea Politehnica din Bucureşti, în vederea elaborării unor manuale, cărţi şi capitole
de cărţi de specialitate [108-111].
Fig. 100 – “Radiologie dentară” [108] Fig. 101 – “Evaluarea tehnicilor de protezare
pe implante” [109]
Fig. 102 -–“Handbook of Bioceramics and
Biocomposites”[110]
Fig. 103 - ”Chirurgie implantară de la simplu
la complex” [111]
72
Planuri de dezvoltare a carierei profesionale şi academice
Îmi doresc din punct de vedere profesional ca pe viitor să evoluez în continuare în
domeniul Medicinei Dentare. Îmi propun să imi consolidez relaţiile deja existente cu cadrele
didactice din alte Universităţi de prestigiu şi să stabilesc noi relaţii de colaborare cu colegi din
alte Universităţi şi Clinici Stomatologice.
Una din priorităţile mele va fi participarea la cât mai multe cursuri de perfecţionare,
deoarece profesiunea didactică presupune să fim la curent cu cele mai noi descoperiri în
domeniul medicinei dentare.
Totodată, îmi propun să acord o atenţie sporită pe viitor susţinerii de prelegeri şi
cursuri în alte centre universitare, pentru a stabili contacte cu zona academică din alte
Universităţi.
Pe plan internaţional, abordarea didactică actuală presupune promovarea educaţiei
centrate pe student, prin aplicarea metodelor interactive de predare şi de învăţare.
În Facultatea de Medicină Dentară a Universităţii Titu Maiorescu din Bucureşti,
cadrele didactice se aliniază în permamenţă la recomandările moderne, în vederea creşterii
calităţii procesului de formare a unor absolvenţi competitivi, care vor fi rapid absorbiţi pe
piaţa muncii.
2.2 Dezvoltarea activităţii ştiinţifice
Până în prezent am fost implicată în diferite domenii de cercetare interdisciplinară,
precum:
- Biomaterialele dentare
- Ingineria suprafeţelor
- Ştiinţa materialelor
- Chirurgia orală
- Implantologia dentară
- Radiologia dentară
- Protetica dentară
- Estetica facială.
Aceste domenii vor constitui şi pe viitor o prioritate, studiile întreprinse până în
prezent constituind puncte de plecare spre aprofundarea cercetărilor în domeniu.
Schimburile de experienţă în domeniu, stabilite cu cadre didactice din alte Facultăţi şi
Universităţi din ţară, m-au ajutat atât la dezvoltarea propriilor aptitudini de cercetător, cât şi la
sporirea prestigiului structurii academice în care îmi desfăşor activitatea.
73
Studiile care vor fi abordate pe viitor cu doctoranzii vor continua direcţiile deja
accesate până în prezent, aducând contribuţii suplimentare la cercetarea metodelor terapeutice
moderne utilizate în protezarea edentaţiilor.
Am în vedere continuarea cercetărilor asupra:
A) particularităţilor câmpului protetic edentat, în vederea studierii mai aprofundate a
biomecanicii aparatului dento-maxilar
B) biomaterialelor dentare, din punct de vedere al biocompatibilităţii şi coroziunii în
mediul oral
C) diferitelor tipuri de implanturi dentare, eventual pentru propunerea unor noi tipuri de
design implantar
D) restaurărilor protetice – pentru analiza detaliilor de suprafaţă şi structură
E) decelării cauzelor producerii eşecului terapeutic din punct de vedere biomecanic în
protezarea pe implanturi, în vederea creşterii predictibilităţii tratamentului
F) modalităţilor moderne de diagnostic prin soluţii software, ce permit studiul virtual al
cazurilor.
Până în prezent, activitatea de cercetare efectuată s-a concretizat prin accesarea de
fonduri - câştigarea proiectelor de cercetare alături de echipe de lucru, prin competiţie
naţională, dar şi prin efectuarea studiilor clinice sau experimentale din fonduri proprii, ale
căror rezultate au fost diseminate prin publicarea în reviste de specialitate.
În vederea îmbunătăţirii capacităţii de coordonare, gestionare şi organizare a activităţii
de cercetare, în anul 2011 am participat la Cursul de formare continua “Modalităţi de accesare
fonduri structural europene – pentru cercetarea medicală universitară – prin proiecte
româneşti”, iar în anul 2017 am urmat un progam de perfecţionare - ocupaţia Manager de
proiect.
Elaborarea prezentei teze de abilitare vine ca o încununare şi completare a activităţii
academice şi de cercetare desfăşurate până în prezent.
Doresc să mulţumesc pe această cale dascălilor mei, care au crezut în evoluţia mea şi
m-au sprijinit în formarea profesională.
74
Bibliografie
1. Williams, D.F.; Black, J.; Doherty, P.J. Consensus report of second conference on
definitions in biomaterials. In Biomaterial-Tissue Interfaces; Doherty, P.J., Williams,
R.L., Williams, D.F., Lee, A.J.C., Eds.; Elsevier: Amsterdam, The Netherlands, 1992;
Volume 10, pp. 525–533.
2. Eliaz N. Corrosion of Metallic Biomaterials: A Review. Materials (Basel).
2019;12(3):407. Published 2019 Jan 28. doi:10.3390/ma12030407
3. Metoki, N.; Il-Baik, S.; Isheim, D.; Mandler, D.; Seidman, D.N.; Eliaz, N. Atomically
resolved calcium phosphate coating on a gold substrate. Nanoscale 2018, 10, 8451–
8458.
4. Virtanen, S. Corrosion of biomedical implant materials. Corros. Rev. 2008, 26, 147–
171.
5. Manivasagam, G.; Dhinasekaran, D.; Rajamanickam, A. Biomedical implants:
Corrosion and its prevention—A review. Recent Patents Corros. Sci. 2010, 2, 40–54.
6. Gilbert, J.L.; Mali, S. Medical implant corrosion: Electrochemistry at metallic
biomaterial surfaces. In Degradation of Implant Materials; Eliaz, N., Ed.; Springer:
New York, NY, USA, 2012; Chapter 1; pp. 1–28.
7. Virtanen, S. Degradation of titanium and its alloys. In Degradation of Implant
Materials; Eliaz, N., Ed.; Springer: New York, NY, USA, 2012; Chapter 2; pp. 29–55.
8. Hanawa, T. Degradation of dental implants. In Degradation of Implant Materials;
Eliaz, N., Ed.; Springer: New York, NY, USA, 2012; Chapter 3; pp. 57–78.
9. Witte, F.; Eliezer, A. Biodegradable metals. In Degradation of Implant Materials;
Eliaz, N., Ed.; Springer: New York, NY, USA, 2012; Chapter 5; pp. 93–109.
10. Black, J. Biological Performance of Materials—Fundamentals of Biocompatibility,
2nd ed.; Marcel Decker: New York, NY, USA, 1992; pp. 38–59.
11. Pound, B.G. Corrosion behavior of metallic materials in biomedical applications. I. Ti
and its alloys. Corros. Rev. 2014, 32, 1–20.
12. Blackwood, D.J. Biomaterials: Past successes and future problems. Corros. Rev. 2003,
21, 97–124
75
13. Crook P. Corrosion of cobalt based alloys. In: Davis J, editor. Corrosion. Materials
Park OH. ASM International; 1987. pp. 657–700.
14. Evans EJ, Thomas IT. The in vitro toxicity of cobalt-chromemolybdenum alloy and its
constituent metals. Biomaterials. 1986; 7:25–29.
15. Craig RG, Hanks CT. Reaction of fibroblasts to various dental casting alloys. J Oral
Pathol. 1988; 17:341–347.
16. Viennot S, Dalard F, Lissac M, Grosgogeat B. Corrosion resistance of cobalt-
chromium and palladium-silver alloys used in fixed prosthetic restorations. Eur J Oral
Sci. 2005; 113:90–95.
17. Mueller H. Tarnish and corrosion of dental alloys. In: Davis J,
editor. Corrosion. Materials Park OH. ASM International; 1987. pp. 1351–1352.
18. Al Jabbari YS. Physico-mechanical properties and prosthodontic applications of Co-
Cr dental alloys: a review of the literature. J Adv Prosthodont. 2014;6(2):138–145.
19. Marti A. Cobalt-base alloys used in bone surgery. Injury. 2000; 31:18–21.
20. Moslehifard E, Moslehifard M, Ghasemzadeh S, Nasirpouri F. Corrosion Behavior of
a Nickel-Base Dental Casting Alloy in Artificial Saliva Studied by Weight Loss and
Polarization Techniques. Front Dent. 2019;16(1):13–20.
21. Wylie CM, Shelton RM, Fleming GJ, Davenport AJ. Corrosion of nickel-based dental
casting alloys. Dent Mater. 2007. June; 23(6):714–23.
22. Le Guehennec L., Soueidan A., Layrolle P., & Amouriq Y. (2007). Surface treatments
of titanium dental implants for rapid osseointegration. Dental Materials, 23, 844–854.
23. Barão V. A., Mathew M. T., Assunção W. G., Yuan J. C., Wimmer M. A., & Sukotjo
C. (2011). The role of lipopolysaccharide on the electrochemical behavior of
titanium. Journal of Dental Research, 90, 613–618.
24. Mareci D., Chelariu R., Gordin D. M., Ungureanu G., & Gloriant T.
(2009). Comparative corrosion study of Ti‐Ta alloys for dental applications. Acta
Biomaterialia, 5, 3625–3639.
25. Messer R. L., Seta F., Mickalonis J., Brown Y., Lewis J. B., & Wataha J. C.
(2010a). Corrosion of phosphate‐enriched titanium oxide surface dental implants
(TiUnite) under in vitro inflammatory and hyperglycemic conditions. Journal of
Biomedical Materials Research. Part B, Applied Biomaterials, 92, 525–534.
26. Oliveira N. T., & Guastaldi A. C. (2009). Electrochemical stability and corrosion
resistance of Ti‐Mo alloys for biomedical applications. Acta Biomaterialia, 5, 399–
405.
76
27. Huang H. H. (2003). Effect of fluoride and albumin concentration on the corrosion
behavior of Ti‐6Al‐4V alloy. Biomaterials, 24, 275–282.
28. Kirmanidou Y., Sidira M., Drosou M. E., Bennani V., Bakopoulou A., Tsouknidas A.,
… Michalakis K. (2016). New Ti‐alloys and surface modifications to improve the
mechanical properties and the biological response to orthopedic and dental implants:
A review. BioMed Research International, 2016, 2908570.
29. Barão V. A., Mathew M. T., Assunção W. G., Yuan J. C., Wimmer M. A., & Sukotjo
C. (2012). Stability of cp‐Ti and Ti‐6Al‐4V alloy for dental implants as a function of
saliva pH—An electrochemical study. Clinical Oral Implants Research, 23, 1055–
1062.
30. Dodds M. W., Johnson D. A., & Yeh C. K. (2005). Health benefits of saliva: A
review. Journal of Dentistry, 33, 223–233.
31. Yu F., Addison O., Baker S. J., & Davenport A. J. (2015). Lipopolysaccharide inhibits
or accelerates biomedical titanium corrosion depending on environmental
acidity. International Journal of Oral Science, 7, 179–186.
32. Souza J. C., Ponthiaux P., Henriques M., Oliveira R., Teughels W., Celis J. P., &
Rocha L. A. (2013). Corrosion behaviour of titanium in the presence of Streptococcus
mutans. Journal of Dentistry, 41, 528–534.
33. Al Otaibi A, Sherif EM, Al-Rifaiy MQ, Zinelis S, Al Jabbari YS. Corrosion resistance
of coupled sandblasted, large-grit, acid-etched (SLA) and anodized Ti implant
surfaces in synthetic saliva. Clin Exp Dent Res. 2019;5(5):452–459. Published 2019
Jul 25. doi:10.1002/cre2.198.
34. Apaza‐Bedoya K., Tarce M., Benfatti C. A. M., Henriques B., Mathew M. T.,
Teughels W., & Souza J. C. M. (2017). Synergistic interactions between corrosion and
wear at titanium‐based dental implant connections: A scoping review. Journal of
Periodontal Research, 52(6), 946–954. 10.1111/jre.12469.
35. Olmedo D. G., Nalli G., Verdu S., Paparella M. L., & Cabrini R. L.
(2013). Exfoliative cytology and titanium dental implants: A pilot study. Journal of
Periodontology, 84, 78–83.
36. Olmedo D. G., Paparella M. L., Spielberg M., Brandizzi D., Guglielmotti M. B., &
Cabrini R. L. (2012). Oral mucosa tissue response to titanium cover screws. Journal of
Periodontology, 83, 973–980.
77
37. Aksaka B., Yildirim Ö. S., & Gul H. (2004). Metallurgical failure analysis of various
implant materials used in orthopedic applications. Journal of Failure Analysis and
Prevention, 4, 6.
38. Goodman S. B., Lind M., Song Y., & Smith R. L. (1998). In vitro, in vivo, and tissue
retrieval studies on particulate debris. Clinical Orthopaedics and Related Research,
(352), 25–34.
39. Hansen D. C. (2008). Metal corrosion in the human body: The ultimate bio‐corrosion
scenario. Interface, 17, 3.
40. Anderson J.M., Scoen F.J., Brown S.A., Merritt K. Implant Retrieval and Evaluation,
in Biomaterials Science, An Introduction to Materials in Medicine, 2nd Edition,
Elsevier Academic Press, 2004.
41. Baier R.E., Bull. N.Y. Acad. Med., 48, 257, 1962. 5. Park J., Lakes R.S. Biomaterials:
An Introduction, 3rd ed. Springer, 2007.
42. Eliaz N., Mudali U.K. Corr. Rev. 21, 2003.
43. Gusev A.I., Andreevich A., Rempel A., Magerl A.J. Disorder and order in strongly
nonstoichiometric compounds: transition metal carbides, nitrides and oxides, Springer
Series in Materials Science, New York, 2009.
44. Oura K., Lifshits V.G., Saranin A.A., Zotov A.V., Katayama M. Surface Science: An
Introduction, Springer, Berlin, 2003.
45. Schweitzer P.A. Corrosion engineering Handbook, second edition, CRC Press, New
York, 2007.
46. Shreir L.L., Jarman R.A., Burstein G.T. Corrosion: Metal/ Environment Reactions,
eds. Vol.1, Newness-Butterworth, Boston, 2000.
47. St. John K.R. ASM Handbook, Vol. 13C, Corrosion: Environments and Industries,
ASM International, 820-825, 2006.
48. Steinemann S.G. Corrosion of surgical implants-in vivo and in vitro tests, eds. Winter
G.D., Leray J.L., de Goot K., Evaluation of biomaterials, advances in biomaterials,
vol. 1. Chichester: Wiley, 1-34, 1980.
49. Zamfir S., Vidu R., Brinzoi V. Coroziunea materialelor metalice, Ed. Didactică şi
pedagogică, RA, Bucureşti,1994.
50. Hancu V, Comăneanu R.M., Coman C., Filipescu A.G., Ghergic D.L., Cotruţ M.C.,
In vitro studies regarding the corrosion resistance of NiCr and CoCr types dental
alloys, Rev CHIM (BUCHAREST), vol 65(6): 706-709, 2014.
78
51. Coman C., Comăneanu R.M., Hancu V., Barbu H.M., Cotruţ C., Ghergic D.L.,
Evaluarea experimentală a rezistenţei la coroziune a unor aliaje utilizate în protetica
dentară fixă, Revista Română de Stomatologie, vol. LXI, nr. 2, pag.117-120, 2015.
52. Comaneanu R.M., Hancu I.D., Coman C., Hancu V., Barbu H.M., Cotrut C.M.,
Cernusca Mitariu M, Maris M, Comparative study on the corrosion of NI-CR and CO-
CR alloys in the presence of TI6AL4V implant abutments, Rev CHIM
(BUCHAREST), vol. 67(10):1940-1944, 2016.
53. Drăguş L, Cotruţ C.M., Referendaru A.D., Comăneanu R.M., Ghergic D.L., Studiu
comparativ privind coroziunea aliajelor în salivă artificială, Revista Română de
Stomatologie, Vol. LXIV, nr. 3, 131-135, 2018.
54. David S., Sârbu I., Cotruţ M.C., Comăneanu R.M., Pătroi D.N., Rezistenţa la
coroziune a unui implant dentar din aliaj din titan, Revista Română de Stomatologie,
Vol. LXIV, nr. 2, 91-94, 2018.
55. Ganbold B, Heo SJ, Koak JY, Kim SK, Cho J, Human Stem Cell Responses and
Surface Characteristics of 3D Printing Co-Cr Dental Material, Materials 2019, 12,
3419; doi:10.3390/ma12203419.
56. Song, Y.H.; Kim, M.K.; Park, E.J.; Song, H.J.; Anusavice, K.J.; Park, Y.J.
Cytotoxicity of alloying elements and experimental titanium alloys by wst-1 and agar
overlay tests. Dent. Mater. 2014, 30, 977–983.
57. Thyssen JP, Menn_e T. 2010. Metal allergy: a review on exposures, penetration,
genetics, prevalence, and clinical implications. Chem Res Toxicol 23:309–318.
58. Basketter DA, Briatico-Vangosa G, Kaestner W, et al. 1993. Nickel, cobalt and
chromium in consumer products: a role in allergic contact dermatitis? Contact
Dermatitis 28:15–25.
59. Nonaka H, Nakada T, Iijima M, et al. 2011. Metal patch test results from 1990-2009. J
Dermatol 38:267–271.
60. Denkhaus E, Salnikow K. 2002. Nickel essentiality, toxicity, and carcinogenicity. Crit
Rev Oncol Hematol 42:35–56.
61. Noble J, Ahing SI, Karaiskos NE, et al. 2008. Nickel allergy and orthodontics: a
review and report of two cases. Br Dent J 204:297–300.
62. Fage S.W., Muris J., Jakobsen S. S., Thyssen J. P., Titanium: a review on exposure,
release, penetration, allergy, epidemiology, and clinical reactivity, Contact Dermatitis,
vol. 74, no. 6, pp. 323–345, 2016.
79
63. Wood M.M., Warshaw E.M., Hypersensitivity reactions to titanium: diagnosis
andmanagement, Dermatitis, vol. 26,no. 1, pp. 7–25, 2015.
64. Teo Z. W. W., Schalock P.C., Metal hypersensitivity reactions to implanted devices-
facts and fictions, Journal of Investigational Allergology and Clinical Immunology,
vol. 26, no. 5, pp. 279–294, 2016.
65. Comăneanu RM, Hancu V, Barbu HM, Coman C, Cotruţ CM, Târcolea M, Holicov
AM, Ormenişan A, Comparative assessment of biocompatibility of NiCr and CoCr
alloys used in metal-fused-to-ceramic technology, REV. CHIM (Bucharest), 66(3):
312-315, 2015.
66. Drăguș L, Ghergic DL, Comăneanu RM, Bechir A, Coman C, Botoacă O, In vitro
comparative tests about the biocompatibility of some dental alloys, REV.CHIM.
(Bucharest), 70(2), 2019, 610-613.
67. Comăneanu R.M., Barbu H.M., Coman C., Miculescu F., Chiuţu L., Correlations
between cyto-histopathological tissue changes at the dental implant interface and the
degree of surface processing, Romanian Journal of Morphology and Embryology, vol
55(2):335-341, 2014.
68. Tarcolea M., Hancu V., Miculescu F., Smătrea O., Coman C., Comăneanu R.M.,
Ormenişan A., Research on microstructural and chemical inhomogeneity in cast metal
crowns made of CoCrMoW alloy, Revista de Chimie, vol. 66(8): 1143-1146, 2015.
69. Hancu V., Comăneanu R.M., Coman C., Tarcolea M., Barbu H.M., Bechir A.,
Miculescu F., Lorean A., Microstructure and Chemical Homogeneity of Cast Dental
Crowns Made from CoCrMoW Alloy and Ceramic Mass, Revista de Chimie, vol.
66(9): 1327-1330, 2015.
70. Popescu A.I., Tarcolea M., Oprisan V., Comaneanu R.M., Giurescu Dumitrescu R.A.,
Pangica A.M., Analysis by Microscopy Techniques of Metal-Ceramic Dental
Restorations with Ni-Cr Support, Revista de Chimie, vol. 66(10), 2015, pag. 1671-
1674.
71. Popescu A.I., Giurescu Dumitrescu R.A., Oprisan V., Comaneanu R.M., Burcea A.,
Pangica A.M., Analysis by Microscopy Techniques of Metal-Ceramic Dental
Restorations with CoCr Support, Revista de Chimie, vol. 67(11), 2016, pag. 2190-
2192.
72. Mombelli A, Ageing and the periodontal and peri-implant microbiota, Periodontol
2000, 1998, 16:44–52.
80
73. Martin RB, Burr DB, Structure, function, and adaptation of compact bone, Raven
Press, New York, 1989.
74. Baron R, Vignery A, Horovitz M, Lymphocytes, macrophages and the regulation of
bone remodeling. In: Peck WA (ed), Bone and mineral research. Annual 2, Elsevier,
Amsterdam, 1984, 175–243.
75. Piccioni M.A.R.V., Campos E.A., Saad JRC, de Andrade MF, Galvao MR, Rached
AA, Application of the finite element method in dentistry, RSBO. 2013 Oct-Dec;
10(4):369-377.
76. Raposo LHA, Armstrong SR, Maia R, Qian F, Geraldeli S, Soares CJ. Effect of
specimen gripping device, geometry and fixation method on microtensile bond
strength, failure mode and stress distribution: Laboratory and finite element analyses.
Den Mater. 2012; 28:e50-e62.
77. Gallagher RH. Introduction. In: Gallagher RH. Finite element analysis: fundamentals.
4. ed. Englewood Cliffs: Prentice-Hall; 1975. cap. 1, p. 1-19.
78. Aslam A, Khan DA, Hassan SH, Ahmed B. Ceramic fracture in metal-ceramic
restorations: the aetiology. Dent Update. 2017; 44:448-56.
79. Riaz W, Ayesha Aslam, Aziz S. Dental prosthesis; assessment of grades of failures of
conventional fixed dental prosthesis based on severity. Professional Med J 2018;
25(8):1261-1264.
80. Heffernan MJ, Aquilino SA, Diaz-Arnold AM et al. Relative translucency of six all-
ceramic systems. Part 1: core materials. J Prosthet Dent 2002;88:4–9.
81. Pjetursson BE, Sailer I, Zwahlen M, Hämmerle CH. A systematic review of the
survival and complication rates of all-ceramic and metal–ceramic reconstructions after
an observation period of at least 3 years. Part I: single crowns. Clin Oral Implants Res
2007;18(Suppl. 3):73–85.
82. Reitemeier B, Hänsel K, Kastner C, Walter MH. Metal–ceramic failure in noble metal
crowns: 7-year results of a prospective clinical trial in private practices. Int J
Prosthodont 2006; 19:397–9.
83. Sailer I, Pjetursson BE, Zwahlen M, Hämmerle CH. A systematic review of the
survival and complication rates of all-ceramic and metal–ceramic reconstructions after
an observation period of at least 3 years. Part II: fixed dental prostheses. Clin Oral
Implants Res 2007; 18(Suppl. 3):86–96.
81
84. Wettstein F, Sailer I, Roos M, Hämmerle CH. Clinical study of the internal gaps of
zirconia and metal frameworks for fixed partial dentures. Eur J Oral Sci 2008;
116:272–9.
85. Drăguş L, Tinu AS, Coman C, Comăneanu RM, Ghergic DL, Preliminary studies on
the biomechanical behavior of metal-ceramic restoration, REV. CHIM (Bucharest),
69(9), 2018, 2594-2596.
86. Mollers K., Patzold W., Parkot D. Et al. Influence of connector design and material
composition andveneering on the stress distribution of all-ceramic fixed dental
prostheses: A finite element study, Dent. Mater, 2011, 27, e171–e175.
87. Żmudzki J, Chladek G, Kasperski J, Dobrzański LA., One versus two implant-retained
dentures: comparing biomechanics under oblique mastication forces, J. Biomech.
Eng., 2013, 135(5), DOI, 10.1115/1.4023985.
88. Mollers K., Patzold W., Parkot D. Et al. Influence of connector design and material
composition andveneering on the stress distribution of all-ceramic fixed dental
prostheses: A finite element study, Dent. Mater, 2011, 27, e171–e175.
89. Yashwant AV., et al. Does Change in Thread Shape Influence the Pull Out Strength of
Mini Implants? An In vitro Study. Journal of Clinical and Diagnostic Research 11.5,
2017: ZC17-ZC20.
90. Küçükkurt S., et al. Biomechanical comparison of sinus floor elevation and alternative
treatment methods for dental implant placement. Computer Methods in Biomechanics
and Biomedical Engineering 20.3, 2017: 284-293.
91. Yazicioglu D., et al. Stress Distribution on Short Implants at Maxillary Posterior
Alveolar Bone Model with Different Bone-to-Implant Contact Ratio: Finite Element
Analysis. Journal of Oral Implantology 42.1, 2016: 26-33.
92. Sotto-Maior BS., et al. Evaluation of bone remodelling around single dental implants
of different lengths: a mechanobiological numerical simulation and validation using
clinical data. Computer Methods in Biomechanics and Biomedical Engineering 19.7,
2016:699-706.
93. Markose J., et al. Comparison of Platform Switched and Sloping Shoulder Implants on
Stress Reduction in various Bone Densities: Finite Element Analysis. Journal of
Contemporary Dental Practice 18.6, 2017: 510-515
94. Aradya A., et al. Influence of different abutment diameter of implants on the peri-
implant stress in the crestal bone: A three-dimensional finite element analysis--In vitro
study. Indian Journal of Dental Research 27.1, 2016: 78-85.
82
95. Sesha Reddy M et al. Application of Finite Element Model in Implant Dentistry. EC
Dental Science 17.11, 2018: 1950-1957.
96. Omori M., et al. A biomechanical investigation of mandibular molar implants:
reproducibility and validity of a finite element analysis model. International Journal of
Implant Dentistry 1.1, 2015: 10.
97. DeTolla DH., et al. Role of the finite element model in dental implants. Journal of
Oral Implantology 26.2, 2016: 77-81.
98. Comăneanu R.M., Barbu H.M., Vlăsceanu D., Târcolea M., Numerical analyses of
stresses and strains in bone – implant assembly, Key Engineering Materials, vol 583
(2014), pag. 169-174.
99. David S., Sârbu I., Comăneanu R.M., Pătroi D.N., Studii prin metoda elementelor
finite asupra transmiterii forţelor masticatorii către substratul osos prin intermediul
implanturilor din titan şi zirconie, Revista Română de Stomatologie, Vol. LXIV, nr. 2,
2018, 119-125.
100. Comăneanu R.M., Bordea L.E., Paraschiv V., Botoaca O., Bechir F., Tarcolea M.,
Coman C., Tanase M., Experimental Research on Zirconia Resistance to Occlusal
Stresses, REV.CHIM. (Bucharest), 70(1), 2019, 74-77.
101. Coman C., Ghergic D.L., Patroi D.N., Tarcolea M., Comaneanu R.M., Barbu H.M.,
Comparative Assessment of Resistance Against Experimental Forces of Mixed
Prosthetic Restorations, MATERIALE PLASTICE, 2016, 53(1): 91-94.
102. Kant R, Shrikrishna Joshi N, Uday Dixit S, An integrated FEM-ANN model for laser
bending process with inverse estimation of absorptivity, Mechanics of Advanced
Materials and Modern Processes, Vol. 1, 2015, pp. 08 -15.
103. Earar K, Grigoroiu R, Scutariu MM, Vasile E, Antoniac A, Dragomir L, Gradinaru
S, REV.CHIM. (Bucharest), 68, no7, 2017, p. 1560-1564.
104. Denry I, Kelly JR. J Dent Res 2014; 93:1235-42.
105. Pozzi A, Holst S, Fabbri G, Tallarico M. Clin Implant Dent Relat Res 2015; 17(suppl
1):e86-96.
106. Heintze SD, Rousson V. Int J Prosthodont 2010; 23: 493-502.
107. Bidra AS, Tischler M, Patch C. J Prosthet Dent 2018; 119:220-4.
108. Comăneanu RM, Ghergic DL, Filipescu AG, Radiologie dentară, Ed. Printech,
Bucureşti, 2011.
109. Comăneanu RM, Evaluarea tehnicilor de protezare pe implante, Ed. Printech,
Bucureşti, 2013.
83
110. Miculescu F, Ciocan L.T., Miculescu M., Berbecaru A., Oliva J., Comăneanu R.M.,
Capitolul ”Failure analysis of dental prosthesis", în Handbook of Bioceramics and
Biocomposites, Springer, Ed. Dr. I.A. Antoniac.
111. Barbu H, Comăneanu RM, Referendaru AD, Lorean A, Gioga C, Burcea A, Radu
AE, Iancu Ş, Chirurgie implantară de la simplu la complex, Printech, Bucureşti, 2017.
84
Anexe
85
I. Extras din Web of Science
86
87
88
89
90
II. I. Extras din raportul de citări Web of Science
91
III. Extrase din articolele semnificative publicate in extenso în calitate de autor
principal în reviste indexate ISI cu Factor de Impact
92
93
94
95
96
97
98
99
100
top related