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