Philippe ROCHER - CFBD - Collège Français de Biomatériaux

Transcription

Journal de Biomatériaux Dentaires
19es Journées
du Collège Français
de Biomatériaux Dentaires
Textes coordonnés par : Philippe ROCHER
Publication du Collège Français de Biomatériaux Dentaires
www.cfbd.asso.fr
ANNÉE 2002
VOLUME 17
Journal de Biomatériaux Dentaires
Directeur de la Publication
Michèle LISSAC
Coordination des Textes
Philippe ROCHER
Directeur de la Rédaction
Philippe ROCHER
Comité de Lecture
J.P. ATTAL
M. BOLLA
G. BURDAIRON
J. COLAT-PARROS
P. COLON
C.L. DAVIDSON (Pays-Bas)
M. DEGRANGE
J. DEJOU
P. EXBRAYAT
G. GRÉGOIRE
B. GROSGOGEAT
J.J. GUYONNET
P. JONAS
G. LELOUP (Belgique)
M. LISSAC
H. LOGET
M. MAQUIN
J.M. MEYER (Suisse)
P. MILLET
M. MORENAS
F. MOYA
B. PICARD
L. POURREYRON
P. ROCHER
M. SADOUN
C. SÉVERIN
J. VREVEN (Belgique)
AG. WILSON (Grande-Bretagne)
COLLÈGE FRANÇAIS
DE BIOMATÉRIAUX DENTAIRES
Faculté d'Odontologie, Place de Verdun 59000 LILLE
www.cfbd.asso.fr
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TABLES DES MATIÈRES
•Le point sur les alliages en 2002 ..................................................................................p. 7
Jean-Marc MEYER, Christian SUSZ, Lucien RECLARU
1.
LES ALLIAGES DENTAIRES AUJOURD’HUI (J-M. MEYER)
2.
ÉCHECS : COMMENT LES ÉVITER ? (CH. SUSZ)
3.
DÉGRADATIONS EN MILIEU BIOLOGIQUE SIMULÉ (L. RECLARU)
• NiTi alloys : Shape Memory Alloys for orthodontic applications ...................................p. 37
Jan VAN HUMBEECK
• Compte rendu des 19es journées scientifiques du CFBD
SESSION 1
MÉTHODOLOGIE ET CARACTÉRISATION
• ADHÉSION DE FIBROBLASTES GINGIVAUX HUMAINS
SUR DIFFÉRENTES RUGOSITÉS D’ALLIAGES ORTHOPÉDIQUES.....................................................p. 48
V. COMTE, C. LAGNEAU & M. LISSAC.
• MESURE DE L’ÉNERGIE LIBRE DE SURFACE DE MATÉRIAUX IMPLANTAIRES
DENTAIRES : MÉTHODES DE LA GOUTTE POSÉE ET DE LA BULLE CAPTIVE .................................p. 52
F. MABBOUX, L. PONSONNET, J. J. MORRIER & O. BARSOTTI
• FINITION ET POLISSAGE DES RÉSINES COMPOSITES :
INFLUENCE DU MATÉRIAU ET VARIABILITÉ INTER-OPÉRATEUR..................................................p. 56
L. BEAUCOURT, S. ETIENNE, J-P. SALOMON & J. DEJOU
• EFFETS DU RENFORCEMENT A L’AIDE DE FIBRES DE VERRE
ET DE LA POST-POLYMÉRISATION SUR LES PROPRIÉTÉS MÉCANIQUES
DE DEUX RÉSINES COMPOSITES DE LABORATOIRE.....................................................................p. 62
J. KOSORIC, M. CATTANI-LORENTE, CH. GODIN & J-M. MEYER
• ABSORPTION D’EAU ET SOLUBILITÉ DE CINQ MATÉRIAUX
DE RESTAURATION À BASE DE RÉSINE ET DE LEURS ADHÉSIFS ..................................................p. 67
E. MORTIER, D. GERDOLLE, B. JACQUOT & M. PANIGHI
• CAPTATION PAR L’EMAIL HUMAIN D’IONS FLUORURES ET STRONTIUM
RELARGUÉS PAR DES CVI : MISE AU POINT D’UN PROTOCOLE D’ÉTUDE.....................................p. 71
B. TERRIÉ, P. SHARROCK & G. GRÉGOIRE
• BIOMATÉRIAUX INJECTABLES : RHÉOLOGIE
ET APPLICATIONS ODONTOLOGIQUES EN SITE OSSEUX..............................................................p. 76
I. KHAIROUN, P. WEISS, G. DACULSI, A. JEAN & J-M BOULER
SESSION 2
POLYMÉRISATION ET LUMIÈRE
• CARACTÉRISATION ET EFFICACITÉ DE TROIS LAMPES A POLYMÉRISER........................................p. 79
M. CATTANI-LORENTE, P. PAYOT, C. GODIN, S. BOUILLAGUET, J. FORCHELET & J-M. MEYER
• INTÉRÊT DU MODE DE PHOTOPOLYMÉRISATION EXPONENTIEL SUR LES CONTRAINTES
DE RÉTICULATION DE RÉSINES COMPOSITES .............................................................................p. 85
C. CHARTON, C. G’SELL & M. PANIGHI
• ÉVALUATION DE L'EFFICACITÉ
DE LA PHOTOPOLYMÉRISATION LED DE 2 MATÉRIAUX COMPOSITES..........................................p. 88
B. PELISSIER, E. CASTANY, N. DE SOUFFRON & F. DURET
5
• COMPARAISON DE LA DURETÉ KNOOP DE 2 MATÉRIAUX
COMPOSITES AVEC 5 LAMPES À DIODES ÉLECTROLUMINESCENTES ............................................p. 94
B. PELISSIER, E. CASTANY, N. DE SOUFFRON & F. DURET
• INFLUENCE DE LA POLYMÉRISATION SUR LA DURETÉ
ET LA RÉSISTANCE À LA FLEXION DE COMPOSITES DENTAIRES...................................................p. 98
N. KAPRIELIAN, C. LAGNEAU, B. GROSGOGEAT & M. LISSAC
SESSION 3
ADHÉSION ET ADHÉSIF
• ÉTUDE AU MICROSCOPE ÉLÉCTRONIQUE
À BALAYAGE DE 2 ADHÉSIFS DE 5ÈME GÉNÉRATION................................................................p. 102
J. BALLEYDIER, C. LAGNEAU, D. SEUX & M. LISSAC
• INFLUENCE DE LA SIMULATION IN VITRO DES CONDITIONS
INTRA-ORALES EXTRÊMES SUR LA MORPHOLOGIE DES INTERFACES
OBTENUES ENTRE LA DENTINE ET DEUX SYSTÈMES ADHÉSIFS EN M.E.B .................................p. 108
C. BESNAULT, JP. ATTAL & M. DEGRANGE
• ÉTUDE IN VITRO DE L’ÉTANCHÉITÉ A L’INTERFACE
DE QUATRE SYSTÈMES DE COLLAGE A USAGE PROTHÉTIQUE ...................................................p. 110
D. GERDOLLE, E. MORTIER, B. JACQUOT & M. PANIGHI
• ÉTUDE PRÉLIMINAIRE DE LA VISCOSITÉ INITIALE DE TROIS ADHÉSIFS
DENTINAIRES; RELATION AVEC LEUR PÉNÉTRATION DANS LES TUBULI. ..................................p. 114
E. LEFORESTIER, E. DARQUE-CERETTI, Ch. PEITI, PO. BOUCHARD & M. BOLLA
• PROPRIÉTÉS DES SYSTÈMES ADHÉSIFS
ET ÉTANCHÉITE IN VITRO DÉTERMINATION DES FACTEURS DISCRIMANTS ...............................p. 119
A. RASKIN, J. VREVEN & J. DEJOU
• ÉVALUATION DE L’ADHÉRENCE DE VERROUS
ORTHODONTIQUES SELON DIFFÉRENTS PROTOCOLES DE COLLAGE
ET OBSERVATION DES SURFACES APRÈS RUPTURE...................................................................p. 123
T. VERGE, G. GREGOIRE & P. SHARROCK
• ÉVALUATION IN VITRO DES PERFORMANCES DE 2 ADHÉSIFS AUTO-MORDANCANTS
ET D'UN COMPOSITE FLUIDE POUR L'OBTURATION DE PUITS ET FISSURES .............................p. 128
D. GLAVINA, F. COURSON, W. ARANDA, JP. ATTAL & M. DEGRANGE
La loi du 11 mars 1957 n’autorisant, aux termes des alinéas 2 et 3 de l’article 41, d’une part, que les « copies ou
reproductions strictement réservées à l’usage privé du copiste et non destinées à une utilisation collective » et,
d’autre part, que les analyses et les courtes citations dans un but d’exemple et d’illustration, « toute
représentation ou reproduction intégrale ou partielle, faite sans le consentement de l’auteur ou de ses ayants
droit ou ayants cause, est illicite » (alinéa 1er de l’article 40).
Cette représentation ou reproduction, par quelque procédé que ce soit, constituerait donc une contrefaçon
sanctionnée par les articles 425 et suivants du Code pénal.
© CFBD 2003
(Imprimé en France)
ISBN : 2-9519994-3-7
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Le point sur les alliages en 2002
Jean-Marc MEYER (1), Christian SUSZ (2), Lucien RECLARU (3)
(1)- Section de Médecine Dentaire, Université de Genève, Suisse
(2)- Qualident S.A., Genève, Suisse
(3)- Groupe PX, La Chaux-de-Fonds, Suisse
Collège Français de Biomatériaux Dentaires
Les Journées Scientifiques de Lille 2002
Faculté d’Odontologie, 6 & 7 juin 2002
RÉSUMÉ
L’offre des alliages dentaires à couler a été considérablement modifiée pour des raisons
économiques et de biocompatibilité. Les alliages à bas prix à base de nickel sont soumis de plus en
plus à des restrictions, voire des interdictions. On voit apparaître des alliages dits “bio”, contenant
presque exclusivement des alliages nobles (or et platine). Pour simplifier le travail des techniciens, des
alliages dits “universels” sont également proposés, qui permettent de réduire le nombre d’alliages à
maintenir en stock dans le laboratoire. Les alliages à base de cobalt se développent comme une
alternative économique aux alliages non-précieux à base de nickel. Le titane et ses alliages, utilisés
pour la coulée, ont de la peine à s’imposer sur le marché, principalement à cause des difficultés de
manipulation et de la lourdeur de l’investissement technique nécessaire (machine de coulée
spécifique).
Les échecs observés lors de l’utilisation au laboratoire odonto-technique des alliages dentaires à
l’état coulé reposent en partie sur des déficiences au niveau de la conception de la restauration
(formes et dimensions ne respectant pas les exigences mécaniques minimales) et sur un traitement
inadéquat de l’alliage lors de sa transformation par coulée. En particulier, les facteurs thermiques
sont souvent à l’origine de défauts plus ou moins graves, tels que porosités et coulées incomplètes. Il
existe pour chaque type d’alliage une gamme de températures de moule et de coulée optimales, dont
le non-respect entraîne l’apparition des défauts cités.
Les alliages dentaires faisant partie des dispositifs médicaux selon la législation européenne, ils
sont soumis aux directives sur l’évaluation biologique de ces dispositifs. L’évaluation de leur résistance
à la corrosion est l’un des tests clés dans ce domaine, à cause des risques que peuvent entraîner le
relargage de certains ions, comme le nickel notamment. La mesure du potentiel en circuit ouvert en
milieu biologique simulé (salive artificielle) donne une première indication de la noblesse relative de
l’alliage, mais cette première indication doit être complétée par des mesures de la résistance de
polarisation, du courant de corrosion, et du potentiel de crevasse. Une évaluation des risques liés au
galvanisme créé par la mise en contact permanente ou répétitive avec un autre alliage doit également
être réalisée. La présente étude donne enfin deux exemples illustrant le processus de relargage
d’ions : celui d’alliages dentaires à base de cuivre utilisés dans certains pays de l’Europe de l’Est et en
Amérique du Sud, et celui d’alliages à base de nickel. Parmi les orientations pour de futures
recherches, il est mentionné le recours à des corrélations entre éléments relargués (mis en évidence
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Jean-Marc MEYER , Christian SUSZ , Lucien RECLARU
par des méthodes aussi sophistiquées que les analyses de traces par ICP-MS, GC-MS et HPLC-MS) et tests
immunologiques (MELISA, LTT-CITA).
Mots-clés : matériaux dentaires, alliage dentaire, dégradation, corrosion, galvanisme
Cet article rend compte des trois présentations regroupées lors des Journées Scientifiques 2002 du
CFBD sous le titre général « Le point sur les alliages en 2002 ». Afin de ne pas trahir les opinions des
trois auteurs, chacun d’eux a rédigé la partie qui lui avait été dévolue lors de cette présentation, à
savoir : Les alliages dentaires aujourd’hui, par Jean-Marc Meyer, Echecs : comment les éviter ? par
Christian Susz, et Dégradations en milieu biologique simulé, par Lucien Reclaru.
LES ALLIAGES DENTAIRES AUJOURD’HUI (J.-M. MEYER)
Origine des changements (prix du palladium)
Le marché des alliages dentaires en Europe a subi de profondes mutations durant les dernières
années. Les causes en sont multiples, mais on peut néanmoins identifier assez clairement l’effet
dévastateur du rejet du palladium comme constituant important des alliages dentaires par le marché
allemand. À cet effet d’origine essentiellement psychologique est ensuite venu s’ajouter un effet
financier, lié à la hausse massive du prix du palladium. Ainsi, de métal noble plus économique que
les autres métaux nobles et pour cela très prisé comme alternative économique à l’or, le palladium
est devenu plus coûteux que l’or qu’il avait si longtemps remplacé.
Pendant des années, le prix du palladium était suffisamment bas pour en faire un élément très
intéressant comme substitut de l’or dans les alliages dentaires nobles. Les alliages à base de palladium
étaient alors considérés comme une solution économique raisonnable, d’autant plus que leur
comportement biologique (à l’exception des alliages Pd-Cu) et électrochimique est excellent. Un
incident malheureux et monté en épingle par les médias allemands (présentation à la télévision
allemande, dans une émission de consommateurs, d’une patiente victime d’une impressionnante
réaction allergique à un alliage palladium-cuivre encore en cours de développement) a durablement
affecté la réputation des alliages au palladium dans ce pays – avec comme résultat des ventes en
chute libre !
La montée rapide et considérable du cours du palladium a également contribué à l’abandon
temporaire des alliages à base de ce métal. Son cours a en effet passé de US $ 116.- l’once en
octobre 1996 à US $ 1 047.- l’once en janvier 2001, dépassant alors largement le prix du platine (US $
625.- l’once en janvier 2001), et bien sûr celui de l’or (US $ 260.- l’once à la même date). Le prix actuel
du palladium est retombé à environ US $ 246.- l’once en décembre 2002.
Face à ces difficultés, de nombreux fabricants allemands d’alliages dentaires nobles se sont
tournés vers le développement d’alliages nobles de remplacement, principalement des alliages à base
d’or et de platine et sans palladium, créant ainsi une nouvelle catégorie d’alliages devant posséder les
meilleures qualités possibles.
Nouvelle classification des alliages dentaires aujourd’hui
Sur la base de la documentation obtenue lors de l’exposition IDS 2001 à Cologne
Les alliages nobles
Classiquement, les alliages dentaires se répartissaient en deux grands groupes : les alliages “pour
la technique céramo-métallique” et les alliages “conventionnels”, chacun de ces deux groupes se
divisant à leur tour en trois sous-groupes :
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Alliages “céramo-métalliques”
Alliages riches en or (base or-platine-palladium)
Alliages à teneur en or réduite (or remplacé en partie par du palladium)
Alliages à base de palladium (avec ou sans argent)
Ces alliages, formant aujourd’hui la part la plus importante du marché, sont caractérisés par un
coefficient d’expansion thermique (CET) compris entre 13.8 et 15.5 x 10-6/ °C. Ils sont donc bien
adaptés à la majorité des céramiques dentaires classiques.
Alliages “conventionnels”
Alliages riches en or (base traditionnelle or-cuivre)
Alliages à teneur en or réduite (or remplacé en partie par de l’argent)
Alliages à base d’argent (très bon marché, mais d’une moins bonne qualité)
Compte tenu de la demande toujours plus faible de restaurations dentaires fixées entièrement
métalliques, les alliages de ce type ne sont guère plus qu’une survivance de produits anciens. Comme
il est par ailleurs possible de réaliser une couronne “tout-métal” avec un alliage céramo-métallique,
alors que le contraire n’est pas possible, la nécessité de stocker au laboratoire des alliages
conventionnels ne s’impose plus.
L’apparition de nouvelles céramiques dentaires, notamment à plus basse fusion (porcelaines LFC),
mais avec des CET nettement plus élevés que les céramiques classiques, a conduit à l’élaboration
d’alliages dits “universels”, possédant un CET compris entre 15.8 et 16.8 x 10-6/ °C. De tels alliages sont
par ailleurs proposés pour l’ensemble des travaux prothétiques (céramo-métallique, conventionnel, et
même pour les châssis de prothèse partielle adjointe).
On a donc aujourd’hui une nouvelle classification, comportant trois groupes principaux au lieu de deux :
Alliages “céramo-métalliques”
Alliages “universels”
Alliages “conventionnels”
Malgré les efforts de rationalisation, les producteurs d’alliages dentaires ont toujours tendance à
maintenir dans leur catalogue un nombre trop élevé d’alliages. Ainsi, pour la seule maison Metalor,
on trouve dans le catalogue les produits suivants :
Alliages “céramo-métalliques” (bonding alloys)
Riches en or : V-Gnathos Plus, V-Gnathos PF, V-Supragold, V 92, V 44, V-Supra Plus, V-Classic
Teneur en or réduite : V-Delta SF, V-Deltabond, V-Deltaloy, V-Delta 450, V-Delta Classic
À base de palladium : Deltapal, Cerapall 2, Cerapall 4 CF, Cerapall 6, Ceradelta, Ceradelta 2
Alliages “universels” (universal alloys)
Riches en or : Aurofluid Plus, Pontor LFC, Pontor 4 CF, Aurofluid CPF
À base de Pd et Ag : Pagalinor 4
Alliages “conventionnels” (casting alloys)
Riches en or : Aurofluid 2 PF, Pontor MPF, Aurofluid M, Aurofluid 3, Prothauro 22
Teneur en or réduite : Pontor 2, Solaro 3À base d’Ag et Pd : Pagalinor 2, Pagalin2
Cette pratique se retrouve chez bon nombre de fabricants, et le consommateur aura bien de la
peine à s’y retrouver.
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Les alliages “bio”
Les très violentes critiques allemandes contre les alliages contenant du palladium ont conduit les
fabricants à proposer des alliages soi-disant plus sûrs, sans palladium. Ces nouveaux alliages ont été
affublés du qualificatif “bio”. Pour le même fabricant cité plus haut, la démarche a été la suivante :
à partir de l’alliage “céramo-métallique” riche en or V-44, de composition Au 76.9 % pds, Pt 10.3 %,
Pd 9.4 % et In 1.4 %, deux alliages ont été développés : V-Gnathos Plus (Au 85.9 %, Pt 11.7 % et Zn
1.5 %), et V-Gnathos PF (Au 86.8 %, Pt 11.7 %), avec comme objectif d’offrir des alliages sans métaux
“à risque”. Cette démarche se retrouve chez la plupart des fabricants, qui proposent maintenant des
produits de ce type, comme le montre le tableau 1.
Fabricant
BegoGold
Wegold
Wegold
Wegold
Cendres&Métaux
Ivoclar/Vivadent
Novametal
Produit
Bio PontoStar
Wegold GS
Wegold Biologic
Wegold Bio-REVO
CM Bio Ethic
d.SIGN 98
NovaBio
Au
87.0
86.8
78.0
86.0
86.7
85.9
86.0
Pt
10.6
11.6
19.3
11.0
10.8
12.1
10.4
Zn
1.5
1.5
1.2
X
1.5
1.5
1.5
CET
14.4
14.4
14.0
14.5
14.5
14.3
14.4
Tableau 1 : Quelques alliages “bio” récemment mis sur le marché
Mis à part le produit Wegold Biologic, les ressemblances entre les autres produits sont vraiment
étonnantes : on a bien là une catégorie très clairement définie.
Mais attention aux pièges… Malgré une si forte teneur en métaux nobles, les premiers alliages de
ce type étaient cytotoxiques, comme on va le démontrer ici. Lors du contrôle final de qualité d’un
nouvel alliage Au-Pt, contrôle incluant un test de cytotoxicité, un fabricant d’alliages dentaires
constate que ce produit apparaît comme cytotoxique. Les contrôles sont répétés, des comparaisons
sont réalisées avec des produits concurrents, et une ligne claire se fait jour : la teneur en zinc –
élément indispensable pour assurer la coulabilité de ce type d’alliages – est la cause de cette réaction
néfaste. Une étude le montre nettement : au-delà d’une teneur en Zn supérieure à 16 millièmes,
l’alliage devient cytotoxique (J.-C. Wataha, J.-M. Meyer, M.H. Zurcher : "Correlation between Cytotoxicity,
Composition, and Microstructure of Au-Pt Alloys" IADR General Session, March 13-17, 1996, San Francisco, USA).
Ceci s’explique par la disparition de la solubilité totale du Zn dans l’alliage Au-Pt, il se forme des
précipités riches en Zn, et c’est ce métal qui provoque, en présence de cultures de fibroblastes, la
dégradation, voire la disparition totale de la vitalité cellulaire. En utilisant une technique statistique
adéquate ("Quick Cluster" procedure, SPSS-X), il est possible de regrouper les résultats de la vitalité
cellulaire (exprimée en pourcentage de la vitalité cellulaire en présence du Teflon utilisé comme
contrôle négatif) en “paquets” ou “clusters”, statistiquement différents : Cluster #1 = cytotoxique,
Cluster #2 = cytocompatible, et Cluster #3 = intermédiaire. On le voit, la seule présence dominante
de métaux aussi nobles que l’or et le platine ne suffit pas à assurer une parfaite biocompatibilité d’un
alliage : les éléments d’addition en quantités minimes peuvent fortement dégrader la
biocompatibilité si l’on n’y prend pas garde. D’ailleurs, la liste des alliages établie en 2001 (Tableau 1)
indique partout une teneur en Zn inférieure à 1.6 %.
L’engouement pour les alliages “bio” a suscité bien des convoitises et bien des “vocations” parmi
ceux qui savent flairer les bonnes affaires. Ainsi cette présentation vue à la dernière exposition
dentaire internationale de Cologne en avril 2001, d’une société allemande spécialisée dans les
“systèmes d’alliages dentaires biocompatibles à haut titre en or”, ne contenant, selon le brevet
présenté, que des « métaux non allergéniques et non toxiques comme l’or, le platine, l’argent, le
rhodium, le cuivre, le zinc et le fer ». L’assortiment contient essentiellement 4 alliages :
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Universel, pour céramique ;
Universel, pour coulée ;
Spécial patients sensibles, céramique ;
Spécial patients sensibles, inlays.
La description des alliages dits “spéciaux pour patients sensibles” est loin d’être explicite, et il n’est
fait aucune mention des méthodes utilisées pour les caractériser ; aucune documentation scientifique
sérieuse ni la moindre publication dans des journaux à politique éditoriale n’étaient disponibles sur
le stand de ce fabricant. Le vocable “bio” ne doit pas permettre toutes les aventures.
Les alliages “universels”
Dans un effort louable pour réduire le nombre d’alliages utilisés, certains fabricants proposent
aujourd’hui des alliages dits “universels”, adaptés pour pratiquement toutes les indications, telles que
les travaux céramo-métallique avec céramiques LFC à forte expansion thermique, les travaux avec
recouvrements de résines composites de laboratoire, les travaux coulés, et enfin les travaux fraisés et
télescopiques.
Un nouveau couple dans le domaine des alliages “universels” est constitué par exemple par l’alliage
Degunorm et par la céramique hydrothermale à forte expansion Duceragold.
Similairement, l’alliage Pontor LCF, qui constitue la réponse du fabricant Metalor au marché des
alliages ”universels “, est plus particulièrement adapté aux nouvelles céramiques Duceragold et
Evolution à basse température de cuisson et à coefficient d’expansion thermique élevé.
Les alliages à base de cobalt
Afin de proposer une alternative aux alliages non-nobles à base de nickel, de nouveaux alliages à
base de cobalt ont été développés, plus spécialement comme alliages destinés à la technique céramométallique. Ils sont censés être utilisés comme des alliages précieux, et s’adapter à la majorité des
céramiques dentaires.
On peut citer comme exemple les produits suivants :
Wirobond® C (Bego, Allemagne)
Alliage cobalt-chrome pour la technique céramo-métallique exempte de nickel et de béryllium :
Composition : Co 61 % pds ; Cr 26 ; Mo 6 ; W 5 ; Si 1 ; Fe 0.5 ; Ce 0.5 ; C max. 0.02
Pour une utilisation avec des céramiques à basse température de cuisson, dont le coefficient
d’expansion thermique (CET) est trop élevé pour les alliages à base de CoCr, des alliages spéciaux ont
dû être conçus :
Wirobond® LFC (Bego, Allemagne)
Alliage cobalt-chrome pour la technique céramo-métallique, breveté, à large spectre d’utilisation,
sans nickel ni béryllium ; peut-être recouvert de céramiques à forte expansion et à basse température
de cuisson (céramiques LFC), comme par exemple la céramique VITA RESPONSE®
Composition : Co 33 % pds ; Cr 30 ; Fe 29 ; Mo 5 ; Mn 1,5 ; Si 1 ; N 0,2 ; C 0,3
GOLD CORE 2 (Jeneric Pentron, USA)
Alliage cobalt-chrome contenant de l’or, selon norme ISO 9001, et à CET élevé, pour les céramiques LFC
Composition : Au 2,0 % pds ; Co 63,5 % ; Cr 21,0 % ; Mn 6,5 % % ; Ga 4,5 % ; Al 2,5 %
L’accent mis dans la publicité sur la présence d’or dans cet alliage a créé de vives réactions lors de sa
présentation à la dernière IDS en avril 2001, notamment de la part de concurrents qui ont jugé
inopportune et trompeuse une démarche visant à donner une importance exagérée à une si faible
présence d’or dans un tel alliage, et surtout le présentant comme une alternative économique aux
nouveaux alliages universels riches en or pour les céramiques LFC.
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Enfin, pour l’utilisation avec d’autres types de céramiques, comme par exemple les vitrocéramiques, une formulation particulière s’est révélée nécessaire :
IPS d.SIGN® 30 (Ivoclar, Liechtenstein)
Alliage cobalt-chrome pour la technique céramo-métallique avec propriétés mécaniques et physiques
adaptées à la vitrocéramique à la fluorapatite IPS d.SIGN
Composition : Co 60,2 % pds ; Cr 30,1 ; Mo 0,6 ; Si 0,9 ; Ga 3,9 ; Nb 3,2 ; B Fe Al Li
Le titane et ses alliages
Le titane, en raison de son excellente biocompatibilité, a trouvé des applications multiples en
dentisterie, mais il a de la peine à s’imposer en Europe. Pour l’instant, les champions de son utilisation sont les Japonais, qui ont su développer une technologie capable de surmonter les difficultés
de base liées à la coulée de ce métal : très grande réactivité avec l’oxygène et faible densité. Cette mise
en œuvre du titane nécessite ainsi des moyens très spécifiques, notamment au niveau des revêtements, des techniques de fusion et de coulée, et ensuite des céramiques destinées à les recouvrir.
Les revêtements spéciaux pour la coulée du titane sont à base de magnésie, d’alumine, de spinel, ou
de zircone, mais rarement à base de phosphate.
Les systèmes de fusion et coulée travaillent tous sous vide et avec une protection d’argon. Un système
à deux chambres superposées (fusion à l’arc électrique en haut et coulée dans le cylindre en bas) est
repris par plusieurs fabricants, mais il existe aussi des systèmes avec coulée centrifuge. Les principaux
problèmes liés à la coulée du titane et de ses alliages peuvent être le manque d’exactitude
volumétrique des pièces coulées (problèmes de revêtements), et les porosités internes (faible densité
du métal et systèmes de coulée, pression des gaz et turbulences lors de l’injection).
Les céramiques spécifiques pour les armatures en titane doivent avoir une température de cuisson
inférieure à 800 °C (low fusing ceramics). Des progrès sont faits dans les qualités esthétiques de ces
céramiques à basse fusion, qui avaient initialement une mauvaise réputation à ce sujet.
Quels alliages de titane peut-on utiliser en dentisterie ?
Classique : Ti-6Al-4V alliage α + β
Problèmes : forte libération de V dans une solution d’ac. lactique : > 2 000 mg/m2/30 jours
Solutions possibles :
Ti-6Al-7Nb ou
Ti-5Al-13Ta
Caractéristiques : propriétés mécaniques comme Ti6Al4V, mais plus ductile
Autres approches :
alliages β
Ti-7.5Mo,
Ti-13Nb-13Zr
Ti-7.5Mo-1Nb
Ti-7.5Mo-1Zr
Ti-23Nb-13Ta-4.6Zr
moins rigides et plus résistants que cp Ti, meilleure biocompatibilité que Ti-6Al-4V
Ti-0.2Pd
Ti-0.5Pt
plus résistants à la corrosion en présence de F - que c.p.Ti
Ceci reflète les grandes lignes de développement, telles que montrées au récent 5th Iinternational
Symposium on Titanium in Dentistry, tenu à Chiba, Japon, les 30 juin - 1er juillet 2001.
Pour la réalisation des suprastructures implanto-portées – pratiquement impossibles à couler avec
la parfaite qualité d’adaptation (passive fit) imposée par la totale immobilité des implants – il faut
12
relever qu’il existe divers systèmes d’ajustement des pièces coulées en titane ; on peut citer par
exemple Cresco Ti Systems, API All Parts Included.
Conclusions
On notera que l’intérêt pour les restaurations “tout céramique” est très fort, mais il faut toutefois
rappeler que seuls 3 % des travaux de ponts et couronnes sont faits en “tout céramique”. Avec 97 %
des travaux réalisés sur une base métallique, les alliages ont encore de beaux jours devant eux.
Il restera des situations pour lesquelles il sera toujours plus simple, moins coûteux et moins risqué
d’avoir encore recours aux alliages métalliques, plutôt qu’aux solutions non-métalliques (tout
céramique, ou résines composites de laboratoire renforcées par des fibres, par exemple).
ÉCHECS : COMMENT LES ÉVITER ? (CH. SUSZ)
Exigences fondamentales
Les exigences fondamentales des alliages dentaires destinés à la réalisation de restaurations fixes
concernent d’une part le patient et d’autre part le prothésiste :
Les dispositifs médicaux doivent pouvoir être en mesure, après réalisation, de satisfaire aux
besoins de fonctionnalité c’est-à-dire présenter des propriétés mécaniques suffisantes afin de
supporter sans dommage et à long terme les contraintes en bouche. D’après la norme ISO 9693, la
limite conventionnelle d’élasticité doit au moins atteinte 250 N/mm2 pour les alliages pour la
technique céramo-métallique (Figure 1). Pour les alliages destinés à la technique conventionnelle,
cette limite doit pouvoir atteindre 450 N/mm2 pour les alliages du type 4. Ils doivent également
présenter un caractère de pérennité de par le milieu agressif (résistance à la corrosion) et doivent être
tolérés, sans induire d’agression sur le milieu biologique (allergie, cytotoxicité, génotoxicité).
Figure 1 : Limites conventionnelles d’élasticité des alliages pour la technique
céramo-métallique par familles:
U alliages universels - A1 alliages «bio» Au-Pt - A2 alliages Au-Pt-Pd B alliages Au-Pd - C alliages Pd-Ag - Co alliages Co-Cr
13
Le prothésiste attend des matériaux des caractéristiques fiables permettant des conditions de mise
œuvre fiables (performance à la coulée, paramètres de céramisation, aptitudes au brasage, traitement
des surfaces…). Il est en droit d’attendre également la sécurité lors des différentes phases de travail
(pas de risques de toxicité).
Les alliages
Figure 2 : Structure de la liaison métallique
Figure 3 : Les éléments de transition et les alliages dentaires précieux
Les caractéristiques particulières des alliages sont dues à la nature de la liaison métallique qui est
déterminée par le réseau tridimensionnel de sa structure (Figure 2). Cet arrangement permet en
particulier d’ajouter à l’élément de base (atomes a) de nombreux autres éléments (atomes b) dans le
même réseau comme éléments d’addition. Ces diverses additions permettent de modifier
notablement les propriétés de l’élément de base comme par exemple les propriétés mécaniques, la
couleur, la résistance à la corrosion et des propriétés techniques telles qu’expansion thermique,
intervalle de fusion, sensibilité à l’oxydation, poids spécifique, propriétés au casting.
14
Dans ce contexte, on considère particulièrement les éléments de transition (Figure 3). On peut
distinguer parmi ces éléments les éléments nobles utilisés comme éléments de base, les éléments
utilisés comme éléments d’addition et faiblement utilisés ainsi que les éléments à proscrire tels que
les éléments potentiellement allergènes ou toxiques.
Figure 4 : Pouvoir de renforcement de l’or par % d’ajout de V, Ni, Nb, Sn et Zn.
Figure 5. Pouvoir d’élévation de la température de solidus Ts de l’or par % d’ajout
de Ti, Pd, V, Nb et Cr.
Les alliages dits “bio” pour la technique céro-métallique
Les alliages dits “bio” pour la technique céramo-métallique sont essentiellement constitués d’or et
de platine (rapport Au/Pt env. 85/15.) et ne contiennent en principe ni palladium ou cuivre (excellente
résistance à la corrosion, bonne biocompatibilité). De tels mélanges binaires déterminent des alliages
aux propriétés mécaniques faibles et à températures de solidus trop faibles pour des raisons
techniques. Il convient alors d’ajouter des éléments d’addition, mais lesquels ?
Les éléments d’addition les plus efficaces (Figure 4) en ce qui concerne la rigidité sont le
vanadium, à éviter en raison de son caractère toxique, le nickel, à écarter en raison de son effet
allergisant, le niobium qui amène certaines difficultés lors du casting, l’étain qui est un élément
abaissant trop la température de solidus et le zinc qui présente la meilleure solution.
15
Les éléments d’addition les plus efficaces (Figure 5) pour l’augmentation de la température de
solidus sont le titane et le niobium, à éviter car ils amènent certaines difficultés lors du casting, le
vanadium qui est à écarter en raisin de son caractère toxique, le chrome qui est également à écarter
pour son caractère allergisant et le palladium qui représente en fait le meilleur compromis.
Un très bon compromis est obtenu par des adjonctions mesurées en palladium / zinc et de
quelques traces d’autres éléments qui sont additionnés à la base adéquate Au - Pt.
Fonctionnalité - stabilité mécanique
Pour la forme anatomique réelle d’une restauration fixe, la résistance à la flexion est difficile à
calculer. Il est cependant instructif de rappeler de quels facteurs dépend la flexion pour une forme
géométrique plus simple :
Une poutre parallélépipédique, par exemple (Figure 6), supportée par deux piliers distants de la
longueur L et soumise en son milieu à une force F, subit une flèche f en son centre qui est
proportionnelle au cube de la distance L. D’autre part la flèche est d’autant plus grande que le métal
montre un module d’élasticité E faible et que le moment d’inertie I de la section de la poutre par
rapport à l’axe de flexion est restreint. Ceci répond à la formule suivante :
1 F L3
f=
48 E I
Un pont d’une portée de plus de 3 éléments intermédiaires dans un segment postérieur doit déjà
être considéré comme présentant un certain risque. Au-delà de cette portée, en raison de la
dépendance en L3, cela devient très risqué et aucune technique céramo-métallique ne résistera aux
contraintes qui amèneront fatalement, avec le temps, des échecs par fracture de la céramique, de la
structure métallique et/ou descellement. Un bridge de 13 éléments avec 5 éléments intermédiaires
(32-36) a par exemple montré progressivement dans le temps des fractures de la céramique, un
descellement et enfin la fracture de la structure métallique.
La rigidité d’une restauration fixe est certes augmentée en choisissant un alliage avec un grand
module d’élasticité E. Nous remarquons cependant que, pour la technique céramo-métallique, le
choix (Figure 7) ne présente au maximum qu’un facteur 2 entre les alliages les plus faibles U et A1 et
les alliages les plus performants Co.
La rigidité est par contre extrêmement dépendante du modelage de l’armature, non seulement
par le respect des sections minimales mais également par la topologie des formes par rapport à l’axe
de flexion le plus important. Nous constatons en effet pour des sections identiques des moments
d’inertie I présentant des facteurs variant de 1 à 70 en raison de la répartition de la matière par
rapport à l’axe de flexion (Figure 8). Dans certains cas, un liserai métallique lingual serait
particulièrement recommandé pour augmenter cet effet.
16
Figure 6 : Flèche résultant de la flexion d’une poutre
Figure 7 : Modules d’élasticité E des alliages pour la technique céramo-métallique par familles :
U alliages universels - A1 alliages “bio” Au-Pt - A2 alliages Au-Pt-Pd - B alliages Au-Pd C alliages Pd-Ag - Co alliages Co-Cr
Figure 8 : Valeurs relatives du moment d’inertie I pour différents profils
caractérisés par des sections identiques mais de différentes orientations.
Figure 9 : Cas d’un élément en extension
17
Fonctionnalité - élément en extension
La pérennité fonctionnelle d’une restauration comportant un élément en extension est très
critique si la surface de la zone de contact est trop faible et si de plus la topologie du modelage de
cette zone est mal orientée par rapport à l’axe de flexion probable. Dans le cas simple d’une symétrie
cylindrique (Figure 9), cas théorique, la flèche répond à la formule suivante :
3
F
L
f=a
E d4
Nous remarquons également que les propriétés de l’alliage (module d’élasticité E) ne jouent qu’un
rôle mineur en comparaison des conditions géométriques (moment d’inertie par rapport à l’axe de
flexion principal ou comme explicité ici par le diamètre du point de contact d4 et le bras de levier L3.
Les extensions céramo-métalliques distales de piliers naturels, surtout au niveau des molaires,
représentent un risque mécanique majeur (fracture de la céramique, fractures radiculaires,
descellement). Elles sont à éviter en raison de l’effet important de bras de levier (L) et des forces
importantes de mastication notamment dans le cas pour lequel les conditions cliniques imposaient
une hauteur au niveau du point de contact (d) de l’ordre de 2 mm.
Coulabilité
L’exacte reproduction de la maquette en cire dans les détails les plus fins et les qualités de la pièce
intrinsèques de la pièce coulée dépendent de nombreux facteurs qui sont fonction de la technique de
coulée (diverses machines d’injection), réalisation de la maquette (positionnement de la pièce dans
le cylindre et modelage du dispositif d’alimentation), de l’exécution du moule (qualité du revêtement
et procédure de mise en revêtement), du type et des qualités de l’alliage, des conditions thermiques
de l’injection (température de maintien du cylindre et température de l’alliage au moment de la
coulée) et naturellement le savoir-faire du prothésiste (Figure 10).
Figure 10 : Ensemble des paramètres influençant la coulabilité.
18
Figure 11 : Quelques exemples de défauts de coulée facilement évitables
A. Porosité externe
températures de moule et / ou d’alliage insuffisantes
temps de préchauffage du moule insuffisant
inclusion de gaz par flamme mal réglée ou revêtement trop imperméable
B. Peau d’oxyde
mauvais choix de creuset lors de coulée par chauffage à l’induction
C. Coulée incomplète
peur du prothésiste lors de la fusion à la flamme
mauvais positionnement et/ou système d’alimentation insuffisant
force d’injection trop faible
D. Porosité interne
temps de préchauffage du moule insuffisant
inclusion de gaz par flamme mal réglée ou revêtement trop imperméable
E. Bavures
force d’injection trop puissante
préparation fautive du revêtement
préchauffage trop rapide ou non conforme du revêtement
F. Coulée de raccord
température du cylindre et / ou de l’alliage légèrement trop hautes lors de coulée d’un alliage pour
la technique céramo-métallique sur une pièce préfabriquée en alliage à haut point de fusion.
On constate trop souvent des défauts (Figure 11) qui auraient pu être évités tels que porosité
interne et / ou externe (A, D), techniques hasardeuses (B), paramètres thermiques mal adaptés (C, D),
défauts secondaires (E) et détérioration des pièces préfabriquées lors de coulées de raccord (F).
19
Influence des paramètres thermiques
Le choix correct des températures du moule et de l’alliage au moment de l’injection jouent un rôle
très important sur la coulabilité. Les tests réalisés à l’aide du modèle MBS (Figure 12) permettent une
quantification très fine de la coulabilité en fonction de ces deux critères. L’indice de coulabilité IC en %
est obtenu en multipliant par 4 le nombre de zones effectivement complètement coulées (25 zones
discernables sur le disque).
Figure 12 : Modèle MBS permettant de quantifier l’aptitude à la coulée. Le comptage des zones
effectivement complètement coulées permet d’établir un indice de coulabilité IC en %.
La coulabilité d’un alliage précieux à haute teneur en métaux précieux, par exemple, a été observée
par cette technique par des coulées par centrifugation et fusion au four électrique. Vingt disques MBS ont
été coulés en faisant varier la température du moule entre 500 et 900 °C et la température de l’alliage au
moment de l’injection entre 900 et 1 200 °C. L’intervalle de fusion de l’alliage est de 880 - 920 °C.
Les indices de coulabilité relevés varient de 12 à 100 % (Figure 12). Nous remarquons que des
températures élevées du moule et de l’alliage déterminent une excellente coulabilité. À l’inverse, les
températures basses génèrent une coulabilité plus faible.
Les observations combinées des indices de coulabilité et des structures métallurgiques permettent de
définir un domaine des températures (moule / alliage) pour lequel on obtient des pièces complètes
avec les meilleures qualités internes (taux de porosité interne faible bonne structure métallurgique).
Pour cet alliage, avec un cylindre normalement préchauffé à 650 °C, il est indispensable de porter
l’alliage à une température de 150 °C supérieure à celle du liquidus de l’alliage (Figure 12).
Cette constatation peut être étendue à tous les alliages de la même famille. Pour les alliages destinés
à la technique céramo-métallique, il convient de porter la température des moules à des
températures supérieures de l’ordre de 850 à 900 °C et de respecter la même règle pour la
température de l’alliage soit de 150 °C supérieure à celle du liquidus de l’alliage.
20
DÉGRADATIONS EN MILIEU BIOLOGIQUE SIMULÉ (L. Reclaru)
Législation, exigences
Conçus pour un environnement biologique, les biomatériaux doivent essentiellement s’intégrer
dans cet environnement sans y développer d’effets contraires et y maintenir leur fonction sans se
dégrader au-delà d’une limite acceptable. La conception d’un biomatériau naît généralement d’un
besoin médical précis ; Des solutions techniques empruntant aux connaissances des matériaux sont
développées pour répondre aux cahiers des charges souvent très contraignants. L’énoncé des
contraintes auxquelles le nouveau matériau est censé résister doit être pris au sens le plus large,
incluant notamment les problèmes de mécanique, de durée fonctionnelle, de tolérance par les tissus
dans lesquels le matériau sera placé et de résistance du matériau aux composants du milieu.
Le choix et l’évaluation clinique de tout matériau ou dispositif destiné à être utilisé chez l’homme sont
aujourd’hui réglementés par la Directive “Dispositifs médicaux” 93/42 CEE et son amendement, la
Directive “Dispositifs médicaux implantables actifs” 90/385 CEE. Nous sommes aujourd’hui confrontés
à l'application très stricte du contrôle de l’évaluation clinique des dispositifs médicaux. De plus, les
législations en questions engendrent des difficultés importantes, pour certains fournisseurs, à
conformer leurs produits aux marchés des pays de la CE.
La transcription des directives EN 93/42 et EN 90/385 en législations nationales dans les pays membres
de la CE est une difficulté supplémentaire due aux particularités spécifiques de chaque pays. Ainsi,
pour une harmonisation au niveau européen, les deux directives seront appuyées par la norme EN
540 “Investigations cliniques des dispositifs médicaux sur les sujets humains”. Dans une première
étape, l’évaluation préclinique des matériaux ou dispositifs médicaux est impérativement nécessaire.
Dans ce contexte, pour une première évaluation biologique in vitro ou in vivo, la norme ISO 10 993
s’inscrit parfaitement dans le choix, la description et l'interprétation des tests, en tenant compte de
la composition chimique des matériaux, de la nature, du degré, de la fréquence et de la durée ainsi
que de l'environnement du dispositif ou de ses constituants vis-à-vis du corps. Ces principes
conduisent ainsi à une classification des matériaux ou des dispositifs médicaux facilitant le choix des
tests appropriés. La norme ISO 10 993 partie I pour les essais initiaux prévoit le guide pour l’évaluation
initiale en fonction du type, la forme et la durée de contact avec le corps humain. Ainsi les effets
biologiques recherchés sont : la cytotoxicité ; la sensibilisation / irritation ; la génotoxicité /
mutagénicité ; l’implantation et l’hémocompatibilité. Enfin, une task force du Comité européen de
Normalisation a proposé un “guideline” des informations nécessaires pour pouvoir juger de la sécurité
biologique du dispositif médical ; En fait, de déterminer si les preuves réunies confirment ou
infirment la sécurité biologique du dispositif dans le cadre de l’utilisation prévue.
Contraintes biologiques, chimiques, mécaniques imposées
Le développement d’un biomatériau doit tenir compte d’une part de la législation en vigueur,
contrainte juridique, et, d’autre part, des multiples contraintes liées à ses fonctions dans le milieu
biologique. Avant de pouvoir être utilisé chez l’homme, “le biomatériau” doit subir une série de tests
in vitro et in vivo, qui sont déterminants pour la décision de continuer l’étape suivante, les essais
cliniques. À l’issue de la période d’essai clinique, pendant lesquels les contraintes réelles d’utilisation
sont effectivement appliquées, les résultats obtenus permettent de prendre une première décision
quant à l’utilisation ou non dans le milieu biologique envisagé.
Comportement à la corrosion des alliages dentaire
De nombreuses études ont montré que des techniques électrochimiques permettent de mettre en
évidence le comportement à la corrosion de n'importe quel type d'alliage. Cependant, la validité des
résultats est fortement dépendante des conditions expérimentales dans lesquelles ces alliages sont testés.
Par conséquent, l'alliage idéal devrait pouvoir résister aux conditions les plus extrêmes qu'il peut être
amené à subir en bouche, quelles que soient les conditions individuelles auxquelles il sera confronté.
21
Pendant 17 ans nous avons testé plus de 200 alliages dentaires, et dans cette partie nous nous
sommes proposés de présenter un certain nombre d’aspects liés au comportement à la corrosion à
partir de mesures électrochimiques telles que potentiel, courant, charges électriques consommées
ainsi que la quantification des processus de relargage.
Classification des alliages :
Actuellement, la classification des alliages dentaires est essentiellement gouvernée selon deux
axes, la première étant basée sur un concept de composition minimale de certains éléments
constitutifs, le second étant fondé sur le concept de propriétés physiques minimales de l’alliage mis
en œuvre. Ces concepts sont à la base de toutes les normes en vigueur en Europe (normes ISO, DIN,
AFNOR, NIOM…) et USA (ADA, FDA…). Étant donné que nous poursuivons un aspect scientifique de
leur comportement à la corrosion, la répartition en classes et sous-classes des alliages étudiés est faite
de la manière suivante (Figure 13) :
Figure 13 : Classification des alliages dentaires selon leurs propriétés physico-chimiques
Choix du milieu de test
La complexité des problèmes liés à la salive naturelle (compositions, stabilité dans le temps….) a
obligé les chercheurs, dans leur test de corrosion, à recourir à des milieux artificiels avec des
compositions très diverses. D’une manière générale ces solutions peuvent être divisées en trois
classes :
Salive artificielle (Fusayama, Carter, Tani et Zucchi, AFNOR…) ;
Solutions isotoniques (plasma…) ;
Autres (solution de Ringer…).
Aujourd’hui il y a une tendance à ajouter dans ces milieux principalement constitués de sels
inorganiques, des bactéries, protéines, amino-acides… dans le but de se rapprocher de la salive
naturelle. Malheureusement la plupart des d’études s’avèrent laborieuses. La difficulté majeure
consiste à caractériser la stabilité chimique des composants d’une part et d’autre part de savoir si les
composants ajoutés ou les produits formés par leur dégradation influencent le processus de corrosion.
La complexité est tel que plusieurs sciences doivent apporter leur contribution à cette connaissance :
la chimie (organique, analytique, électrochimique), la physique, la biologie moléculaire, la
médecine…
L’utilisation d’une multitude de compositions pour les solutions électrolytiques conduit à des résultats
très différents. Il est donc impératif d’étudier les séries d’alliages dans les mêmes conditions
expérimentales. Dans nos études nous avons ainsi toujours utilisé comme milieu de test une salive
artificielle de type Fusayama-Meyer.
22
Quelles grandeurs électrochimiques sont significatives pour caractériser leur comportement à la
corrosion ?
Le potentiel en circuit ouvert : E=f(temps).
Le potentiel électrique d'un métal immergé dans un électrolyte varie en fonction du temps mais se
stabilise à une valeur stationnaire après une longue durée d'immersion. Ce potentiel n'est pas une
caractéristique du métal. Il dépend des conditions expérimentales, en particulier de la concentration,
de la température et de la teneur en oxygène de l’électrolyte, mais également de l'état de surface du
métal. Les réactions électrochimiques à l'interface métal-solution (électrolyte) ne sont pas réversibles,
l'équation d'équilibre de type Nernst n'est donc plus valable. Dans ces conditions, le potentiel en
circuit ouvert est un potentiel irréversible puisque la nature de l'interface métal-solution varie avec
le temps. Le potentiel en circuit ouvert après 24 heures permet d'établir une comparaison relative de
la noblesse des alliages dans le milieu considéré et de construire une série galvanique. Plus la valeur
du potentiel est élevée mieux le métal ou l'alliage résisteront à la corrosion.
Pour les alliages précieux de type conventionnel, les potentiels en circuit ouvert mesurés sont compris
entre 40 mV et 185 mV ECS. Par contre, les alliages précieux pour la technique céramo-métallique
(base or et base palladium) ont des potentiels compris entre 80 mV et 300 mV (Figure 14).
Le cobalt - chrome, montre une chute rapide du potentiel qui se stabilise ensuite vers une valeur
négative de - 60 mV.
Les alliages Co-Cr montrent un meilleur comportement par rapport aux alliages Ni-Cr. Les valeurs de
potentiel des alliages Ni-Cr se stabilisent vers des valeurs négatives de -210 mV pour le Rexillium III,
- 199 Will-Cram, - 170 mV pour Wiron 88… D’une manière générale, les alliages de métaux non
précieux dans une salive Fusayama-Meyer montrent des valeurs négatives, valeurs situées entre
- 30 mV et - 390 mV ECS.
Figure 14 : Écart des potentiels en circuit ouvert d’alliages en métaux précieux dans la salive
de type Fusayama-Meyer.
Dans la figure 14 nous avons également représenté les métaux purs mesurés dans les mêmes
conditions expérimentales. Les métaux nobles Au, Pt, Pd ont des potentiels qui tendent vers des
valeurs cathodiques (positives). Les métaux intermédiaires Cu, Ni ont des potentiels qui se stabilisent
à des valeurs anodiques (négatives). Les métaux communs Zn, Cd et Co ont des potentiels négatifs,
donc un comportement anodique très prononcé. On peut ainsi prévoir un très mauvais
comportement de ces métaux avec mise en solution progressive de cations, sans tendance à la
passivation. L'écart entre l'or et le zinc atteint 1 volt.
23
En résumé, on peut dire que les alliages de la série dont les potentiels sont les plus actifs
(anodiques = négatifs) tendront généralement à subir une corrosion plus importante en cas de
couplage galvanique, tandis que l'autre métal (la cathode) subira généralement une attaque réduite.
Pratiquement, plus les alliages sont éloignés les uns des autres dans une série galvanique, plus la
différence entre leur potentiel sera grande et plus la corrosion du métal le plus actif (négatif) sera
forte.
Le potentiel en circuit ouvert est un critère de l'analyse du comportement à la corrosion,
cependant il est insuffisant. L'approche des résultats obtenus est toujours qualitative mais donne un
classement des nuances testées et permet de dégager des tendances relatives, spécifiques aux
conditions expérimentales de test.
La résistance de polarisation (Rp)
Au voisinage immédiat du potentiel de corrosion (Ecorr), on mesure le courant résultant de la
variation du potentiel électrique (* 20 mV ECS). À partir de la courbe de polarisation linéaire, on
calcule la résistance de polarisation Rp, en déterminant la pente de la tangente à la courbe, au
potentiel où i=0. Cette pente est en relation avec la vitesse de corrosion. La polarisation (Rp) est un
critère qui permet de caractériser de façon quantitative le comportement des alliages dentaires à la
corrosion. La validité des résultats obtenus est fortement dépendante des conditions expérimentales
dans lesquelles les alliages sont testés. Plus la valeur de Rp est élevée, mieux l'alliage résistera à la
corrosion et plus la densité de courant Icorr sera faible.
Pour les alliages précieux de type conventionnel, les valeurs de Rp calculées se situent entre 600 et
2 500 kOhm/cm2 et pour les alliages pour la TCM entre 1100 et 3500 kOhm/cm2 (Figure 15). En ce qui
concerne les alliages non précieux de type conventionnel et céramo-métallique les valeurs de la
résistance de polarisation sont nettement plus faibles Dans le cas des alliages étudiés elle se situe
entre 100 et 1 600 kOhm/cm2.
Figure 15 : Représentation comparative des valeurs de la résistance de polarisation.
Dans le cas des métaux purs, les valeurs de Rp montrent une très bonne corrélation avec le degré
de passivité du métal.
24
En résumé la résistance à la polarisation est une grandeur électrochimique importante qui
permet également de caractériser le comportement à la corrosion des métaux et alliages. Elle est une
grandeur quantitative, donnée par la résultante des deux courbes représentant les phénomènes de
réduction cathodique et d'oxydation anodique se produisant simultanément aux environs du
potentiel de corrosion (Ecorr). Elle peut illustrer très bien, par analogie, le comportement d'un alliage
dentaire en bouche quand aucun autre alliage ne vient perturber ce comportement.
Courant de corrosion
Il est obtenu par un procédé mathématique faisant intervenir les pentes de Tafel. Elles doivent
s'intercepter dans le point de coordonnées (Ecorr, Icorr). Le courant de corrosion (Icorr) est
représentatif du degré de dégradation de l'alliage. La densité du courant de corrosion (Icorr) est
représentative du degré de dégradation de l'alliage dans les conditions de l'essai. Le Icorr est également
une mesure instantanée. À partir de cette valeur, on peut calculer la vitesse de corrosion. Sans entrer
dans l'aspect fondamental concernant les valeurs limites des pentes de Tafel, dès que l'on examine les
résultats obtenus par le traitement numérique des courbes de polarisation linéaire, on remarque que :
- la méthode électrochimique est très sensible, et peut être aisément perturbée par toute sorte de
facteurs relatifs tant à l'électrolyte qu'aux caractéristiques métallurgiques de l'alliage testé. Il suffit
de peu de chose pour provoquer une déviation de la courbe expérimentale par rapport au modèle
théorique pouvant conduire à des résultats douteux après le traitement mathématique.
- il faut pouvoir disposer d'un algorithme mathématique adapté pour ce genre de calculs.
- l’interprétation des résultats est relativement difficile surtout lorsqu’il faut éliminer éventuellement
des résultats qui paraissent illogiques ou douteux.
- les valeurs de courant mesurées varient entre quelques nA et 100 à 200 mA.
- c’est une grandeur électrochimique non-discriminante par rapport aux classements de familles
d’alliages étudiées.
En résumé les résultats obtenus dépendent fortement des conditions expérimentales et ils sont
non-discriminants par rapport aux classements des alliages étudiés.
Analyse coulométrique par zone
Elle consiste à diviser les courbes de polarisation anodiques en trois zones distinctes : Zone I :
Ecorr (après 24 h d'immersion) à + 300 mV; Zone II : + 300 mV à + 700 mV ; Zone III : + 700 mV à
+ 1 000 mV. Les surfaces sous les courbes de polarisation sont intégrées pour chaque zone et les
résultats obtenus sont exprimés en mC. Autrement dit, on intègre la quantité de courant consommée
pour la dégradation électrochimique de l'alliage dans un domaine de balayage anodique compris
entre le Ecorr et +1 000 mV. Bien que l'intensité du phénomène de dégradation électrochimique varie
d'une personne à l'autre, nous considérons qu'un danger réel du comportement d'un alliage peut
survenir dans la Zone I et exceptionnellement un risque potentiel dans la Zone II.
Pour les métaux purs on peut remarquer que la quantité de courant consommée pour dégrader l'or,
le palladium et le titane ne dépasse pas 0.8 mC. Par contre, pour l'argent, le cuivre et le nickel les
quantités de courant sont très importantes : 700 mC pour l'argent, 2 300 mC pour le nickel et 3 300
mC pour le cuivre.
Selon les résultats obtenus, on peut faire plusieurs remarques :
- d'une manière générale, les alliages en métaux précieux ont une résistance nettement meilleure que
les alliages non précieux.
- les quantités de charge électrique consommées dans la zone I sont pratiquement égales à zéro pour
les précieux de type conventionnel et égales à zéro pour les céramo-métalliques (Figure 16).
- les céramo-métalliques précieux haute teneur ne montrent pas de différences significatives de
comportement à la corrosion dans la zone II (Figure 17).
25
- dans l'ensemble des alliages les alliages à base argent ont un moins bon comportement à la corrosion.
- le Cu, l’Ag et le Ni diminuent la résistance à la corrosion.
- en ce qui concerne les alliages non précieux, une analyse comparative est extrêmement difficile à
faire surtout dans le cas des aciers. Dans la série 316L le meilleur comportement est celui de
1.4441(316L Medical). La série 904L montre également une bonne résistance à la corrosion.
- pour les alliages précieux les résultats obtenus peuvent être corrélés. Ceci est probablement dû au
fait que la composition de la couche d'immunité est très proche de la composition nominale.
En résumé, la méthode proposée permet d'obtenir une bonne estimation comparative des
processus de dégradation des alliages étudiés.
Potentiel en crevasse
Lors de reconstructions prothétiques, il y a toujours aux interfaces des interstices résultants de la
géométrie des éléments en montage. Ceux-ci ne peuvent malheureusement pas être évités et sont la
cause principale de la corrosion en crevasse.
Une fois que l’électrolyte a pénétré dans l’interstice, le métal se dissout en formant des ions
métalliques. Ceux-ci, en présence d’un milieu chloré, forment des chlorures métalliques qui eux,
conduisent à la réaction de précipitation des hydroxydes et à la formation d’acide libre HCl. Le
confinement de l’électrolyte dans les limites de la crevasse produit une diminution de l’oxygène
dissout. Il se créera ainsi une pile électrochimique due à la différence de concentrations en oxygène
entre les surfaces externes et les interstices. Comme la diffusion de l’oxygène du milieu extérieur est
bloquée, une migration d'ions chlorure, à partir du milieu extérieur aura lieu pour maintenir la
neutralité des charges. Il y aura ainsi une acidification avec une augmentation de la concentration en
ions chlorures. Ceux-ci entraînent une dissolution de la couche passive du métal et mènent à une
accélération du processus sélective de corrosion.
L’acidification et l’augmentation de la concentration en ions chlorures sont les deux facteurs
essentiels de l'amorçage et la propagation du phénomène de corrosion caverneuse.
L’augmentation de l’acidité de ce milieu, qui est stagnant, entraîne une dissolution de la couche
passive du métal et conduit à une accélération du processus local de corrosion. On peut ainsi
caractériser le comportement des métaux à ce type de corrosion à partir de la valeur du pH à laquelle
la couche de passivation est détruite.
Souvent la corrosion en crevasse est accompagnée par de la corrosion galvanique. Les produits de
corrosion diffusent vers l’extérieur et se déposent sur les parties cathodiques de la pile. Dans certains
cas on se trouve avec un rapport de surface anode cathode qui favorise une densité de courant
anodique très élevé, ce qui se traduit par une accélération du processus de corrosion en crevasse.
Dans les constructions implant-suprastructure, la complexité des processus électrochimique est liée
également aux phénomènes de couplage galvanique et de la corrosion localisée en crevasse.
Figure 18 : Montage spécifique pour le test en crevasse
26
Pour l’évaluation de la corrosion en crevasse nous avons utilisé un test adapté à partir de la norme
ASTM F746-87. Les échantillons de test sont préparés selon la figure 18. La modification faite par
rapport à la description du test en crevasse F746-87 consiste à l’utilisation de la technique de
l’électrode tournante. Le test se déroule en deux temps :
- dans un premier temps, on effectue une excitation anodique de l’échantillon à évaluer à 800 mV ECS
pendant 10 secondes.
- dans un deuxième temps, le potentiostat impose la valeur du potentiel d’abandon pendant 15
minutes. Ainsi on trace la courbe, variation du courant en fonction du temps pour un potentiel
imposé (Figure 19).
Figure 19 : Mesures de potentiel en crevasse ;
le tracé des courbes de polarisation potentiostatiques
Si le courant enregistré reste dans le domaine cathodique (valeurs négatives) on recommence un
nouveau cycle de mesure : excitation pendant 10 secondes à 800 mV et mesure du courant pour un
potentiel fixé à Eabandon + 50 mV. Les cycles se répètent, à chaque fois pour un potentiel plus élevé
jusqu’à ce que le courant mesuré reste dans le domaine anodique (valeurs positives). Ainsi on
détermine le potentiel en crevasse, potentiel qui correspond à l’avant dernière mesure où le courant
est positif. Le résultat physique du test est présenté dans la figure 20. Une fois que la bague en téflon
est éliminée, sur la surface de l’échantillon métallique on remarque une rainure caractéristique de la
corrosion en crevasse.
Figure 20 : Corrosion en crevasse de l’échantillon testé
27
En ce qui concerne les alliages base métaux précieux :
L’ensemble des résultats montre que le meilleur comportement est révélé par les alliages pour la
technique céramo-métaliques (2a, 2b, 2c).
Les valeurs de potentiel en crevasse sont très élevées ; Il n’y a pas de risque d’amorcer une corrosion
en crevasse alimenter par un couplage galvanique. Un bon comportement est révélé également par
les alliages pour la technique conventionnelle 1a et 1b (Figure 21).
Par contre les alliages pour la technique conventionnelle base argent révèlent un mauvais
comportement.
En ce qui concerne les alliages base métaux non-précieux : les valeurs de potentiel mesurées se
situent entre 100–450 mV. Il faut rappeler également que les études sur l’équilibre des cations dans
des milieux confinés montrent que la libération de cations chrome dans l’interstice provoque une
acidification à l’intérieur de la crevasse. Ce phénomène conduit à un risque d’amorçage de la
En résumé : Nous accordons une très grande importance à cette grandeur électrochimique pour
la caractérisation des alliages dentaires quant à leur comportement à la corrosion localisée surtout
dans les constructions implant-suprastructure.
Les alliages précieux ne posent pas de problèmes étant donné que leur potentiel de couplage est
nettement plus petit que le potentiel en crevasse. Un processus de corrosion en crevasse ne pourra
donc pas être amorcé.
Par contre dans les cas des alliages non-précieux, le risque d’amorcer une corrosion en crevasse est
très important, du fait que les potentiels de couplage implant (Ti, Ti6Al4V) sont plus grands ou
proches de ceux en crevasse.
Dans les mêmes conditions de mesure, le titane révèle un potentiel en crevasse de plus de 2000 mV.
Courant galvanique
En bouche la multitude des alliages ou des amalgames, des constructions implant-suprastrucure,
éléments brasés…,
peuvent déclencher des processus électrochimiques des piles macrogalvaniques ou microgalvaniques.
La mise en contact permanente ou temporaire de deux ou plusieurs alliages dissemblables dans un
électrolyte commun (salive, liquides osseux ou sanguin) a comme résultat la formation d'une pile
galvanique qui débitera un courant électrique d'une certaine intensité.
Dans une pile galvanique l'anode sera toujours le métal moins noble et la cathode sera formée du
métal le plus noble. La dégradation de l'anode est plus ou moins importante. Celle-ci dépend d'une
multitude de facteurs qui peuvent être groupés dans six classes de base :
- Potentiels (potentiels d'électrode, potentiel commun de couplage…) ;
- Polarisation des électrodes (contrôle mixte, contrôle cathodique ou contrôle anodique) ;
- Surfaces des électrodes (l'état de surface, géométrie, rapport des surfaces…) ;
- Résistance de passage et l'intensité du courant galvanique ;
- Milieu électrolytique (composition, concentration, pH, température, conductivité électrique…) ;
- Phénomènes de transfert de masse (aération, désaération, diffusion et agitation du milieu électrolytique) ;
Le fonctionnement d'une pile galvanique peut impliquer des processus de corrosion de forme
généralisée, localisée (en crevasse ou par piqûres) et également sous contrainte et à la fatigue. Du fait
que la pile débitera un courant, elle sera la source et l'entretien d'une forme ou de plusieurs formes
de corrosion. L'importance des dégâts dus aux phénomènes de corrosion est proportionnelle d'une
part, à la quantité de courant débitée par la pile et, d'autre part, liée à la géométrie de l'assemblage.
Les piles galvaniques fonctionnent sous trois types de contrôle : anodique, cathodique ou mixte.
- Dans le contrôle cathodique, la polarisation cathodique est prédominante. L'intensité du
phénomène de corrosion dépend de la résistance de polarisation de la cathode et en particulier des
28
variations de surface de la cathode.
- Dans le contrôle anodique c'est le contraire : elle dépend de la résistance de polarisation anodique
et donc de la surface de l'anode.
- Dans le cas du contrôle mixte, l'intensité du phénomène de corrosion est due à la participation
commune des phénomènes de polarisation. D'une manière pratique, dans l'étude des couplages
galvaniques, il est important de connaître la valeur de courant galvanique débitée et le potentiel de
couplage donc, à savoir sous quel type de contrôle sera la pile dans son fonctionnement.
Le courant galvanique peut être déterminé de deux manières différentes :
- À partir de mesures directes
- Par prédiction, c’est-à-dire par des calculs mathématiques en appliquant (Figures 22 et 23) :
a) La théorie de potentiel mixte
b) La méthode d’Evans
Figure 22 : Interfaces brasées ; alliages pour TCM code 2a,
et brasure riche or, présentation du cas
Figure 23 : Mesures avec la technique de micro-électrode
pour déterminer les caractéristiques du couplage
Sur les centaines de mesures effectuées sur des couplages galvaniques les courants enregistrés se
situent entre les dizaines de pico ampères à des centaines de micro ampères. Par conséquent, il est difficile
de faire un classement de couplage des alliages, des alliages - brasures, des implants-suprastructures…
En pratique, si on doit faire un choix optimum de deux ou plusieurs alliages dissemblables, le choix
sera correct si on peut déterminer les caractéristiques de couplage, autrement dit de mesurer des
couplages et d’utiliser des techniques mathématiques de prédiction. Il faudra que la quantité de
29
courant débitée en couplage soit très faible et par conséquent les taux de corrosion seront très faibles.
Une question qui se posera également est de savoir si le couplage peut amorcer un processus de
En résumé : Le phénomène galvanique est un processus complexe qui se manifeste sous différentes
facettes et limite la durée de vie des réalisations prothétiques. Il peut se traduire également par une
sensation électrique plus ou moins ressentie par le patient. Les courants galvaniques sont très désagréables
et vont de la sensation de goût métallique à des inflammations chroniques des tissus. Pour faire un bon
choix des matériaux dans les reconstitutions prothétiques, il est important de mesurer d'une part les
grandeurs électrochimiques spécifiques aux piles galvaniques (potentiels, courant) et, d'autre part,
d'étudier conjointement le comportement en corrosion localisée en crevasse de chacun des composants.
Conclusions : Les résultats que nous venons de présenter montrent la complexité des facteurs qui
doivent être pris en considération dans l'étude du comportement à la corrosion des métaux et des
alliages. Pour caractériser le comportement à la corrosion d'un alliage, il faut plusieurs critères
obtenus à partir des techniques de mesures de potentiel, de courant et d'impédance. Les
comparaisons doivent être faites entre les alliages de la même classe. Un alliage base or doit être
comparé avec des alliages précieux et non avec des non précieux, sachant pertinemment que le
comportement à la corrosion des non précieux est moins bon.
- Les résultats des mesures électrochimiques sont fortement dépendants des conditions
expérimentales et par conséquent, on ne pourra faire des comparaisons que pour les alliages qui ont
subi les tests dans les mêmes conditions. Cependant, l'utilisation de milieux différents est intéressante
et nous apporte des informations qui permettent de mieux caractériser l'alliage testé.
Processus de relargage
Tout en démontrant que les surfaces des matériaux en contact avec le milieu biologique se
dégradent par processus de corrosion, ces essais ne permettaient nullement de préciser quels
éléments constitutifs des matériaux se dissolvent préférentiellement, ni dans quelles quantités. Par
contre les effets négatifs que les matériaux peuvent éventuellement avoir sur le milieu cellulaire, sur
les tissus ou sur l’organisme sont précisément dus à la présence de certains composants relargués
comme produits de dégradation, plus particulièrement de cations métalliques en solution.
Les perspectives pour les matériaux en contact avec les tissus vivants vont dans le sens d’une
“biocompatibilité accrue”. On remarque, par exemple, avec les travaux de normalisation du CEN
BT/WG 132 - Methods for analysis of allergens - qui introduit, outre le nickel, une multitude
d’allergènes (cobalt, chrome, thiuram, mercaptobenzothiazoles, dithiocarbamates, diisocyanates,
résines époxy, anydride phtalique, etc.).
Figure 24 : Voies possibles pour les processus de relargage
30
Dans le cas d’alliages dentaires, le but est d’identifier les ions relargués, de doser leur concentration
en solution, et de corréler les résultats obtenus avec les essais biologiques. La mise en œuvre des
techniques d’extraction et d’analyses de traces, nécessite de nombreuses mises au point, tant au
niveau de développement des techniques d’extraction que des techniques de quantification.
Le processus de relargage peut être envisagé de plusieurs manières (Figure 24) :
- par la dissolution chimique,
- par la dégradation due à la corrosion,
- physique par des phénomènes tribologiques.
Les composants relargués seront des ions métalliques et des particules métalliques
Deux méthodes d’extractions sont décrites pour les alliages dentaires. La première est la norme
dentaire ISO 1562, la deuxième est la norme ISO 10 993-12. Dans les deux techniques d’extraction, le
but est d’obtenir un extrait d'ions métalliques à partir d’échantillons sous forme de plaquettes
coulées selon la technique dentaire.
Il faut mentionner que pour la quantification de la quantité du nickel relargué à partir des objets
métalliques usuels en contact avec la peau il y a une autre norme, la norme EN 1811. La solution
d’extraction est une suer artificielle qui contient du chlorure de sodium, de l’acide lactique et de l’urée.
Dans ces types de tests il est difficile de faire un classement quant au comportement des alliages
caractériser à partir des quantités des ions relargués. En effet, la quantité des ions relargués est
fortement dépendante de la cinétique de relargage (temps d’extraction, pH, composition chimique,
la présence de bactéries, température…), de l’état surface, du traitement thermique, de la géométrie
de l’échantillon, de la géométrie du flacon utilisé, du rapport volume / surface, position de
l’échantillon…
Dans le contexte de la directive 94/27/CEE pour le relargage de nickel à partir des alliages précieux,
des aciers inoxydables et des revêtements nous avons effectué quelques centaines de tests
d’extraction dans un programme “round robin test” avec d’autres laboratoires en Suisse, en France,
en Angleterre, en Allemagne et en Suède. Les résultats obtenus révèlent une telle dispersion que le
CEN a pris la décision d’ajuster les résultats d’extraction par la multiplication d’un facteur de 0.1 dans
la norme EN 1811.
D’autre part, il faut être très prudent avec des affirmations « claires et irréfutables » telles que : « les
alliages précieux sont susceptibles de relarguer des ions dans des proportions considérablement moindres
que les alliages non-précieux ».
Voici un exemple :
Dans des tests d’extraction du relargage nickel pour des aciers 316L médical (1.4441) (13-15.5 Ni 1719Cr 2.5-3.2Mo <0.03C >0.010S) ou 904L (1.4539) (24-26N 19-21Cr 4-5Mo 1.2-2Cu <0.020C <0.010S)
les quantités de nickel dosé dans les extraits sans la multiplication avec 0.1 sont plus petites de 0.1
microgrammes/cm2 et par semaine.
Dans les mêmes conditions expérimentales effectuées sur des alliages précieux montrent que
certaines compositions relarguent des quantités de nickel nettement plus importantes que les aciers
(Tableau 2).
31
Composition (%)
Pt 95.0
Au 75.0
Au 75.0
Au 75.0
Au 37.5
Au 58.5
Au 75.0
Au 75.0
Ag 11.0
Ag 9.0
Pd 1.8
Co 2.5
Cu 5.1
Cu 3.5
Zn 3.0
Zn 10.3
Cu 30.5
Zn 3.0
Zn 3.7
Pd 15.0
Pd 5.0
Cu 13.0
Cu 31.9
Pd 1.0
Cu 9.0
Cu 7.1
Ni 2.5
Ni 4.9
Ni 5.5
Ni 9.0
Ni 9.3
Ni 10.0
Ni 11.2
Ni 14.2
Conc. Ni
*g/cm2.sem
0.06
0.35
0.87
0.78
1.30
0.61
3.35
1.88
Tableau 2 : Dosage du nickel après le test d’extraction
selon la norme 1811 pour des alliages précieux
Aujourd’hui tout fabricant d’alliages de joaillerie tend à remplacer le nickel dans la composition
des alliages ou de diminuer sa concentration au maximum à 3 %.
Dans ce qui suit, nous présentons deux types d’alliages dentaires que l'on retrouve sur le marché.
Alliages base cuivre
Les alliages cuivre-aluminium commencent à être mentionnés à partir des années quatre-vingt.
Pour des raisons économiques, dans certains pays de l’Europe de l’Est, les bronzes à usage dentaire
(Gaudent) commencent à être utilisés à partir de 1978 ; des alliages similaires se retrouvent aux USA
(Alba Dent, Trindium Goldent), en Amérique Latine (Duracast MS) et au Japon (Moduka), (Non-precious
Type III Casting Alloy).
Deux alliages avec la composition : #A Cu 75 %, Al 15 %, Fe 7 %, Ni 7 % Mn 5 % et Zn 5 % #B Cu 85, Al
10.7 %, Fe 2.3 %, Ni 3.45 %, Mn 1.0 % et Zn0.05 % ont été testés.
Les tests d’extraction dans NaCl 0.1M, acide lactique 0.1M pendant 168 heures révèlent des quantités
de cuivre relarguées de 1.8 mg/cm2 pour le #A et 2.2 mg/cm2 pour le # B. La perte en poids après 35
jours d’immersion pour l’alliage #A est de 1.56 mg/cm2 et de 1.85 mg/cm2 pour le #B.
Kappert et coll ont testé également ces types d’alliages (Figure 25). Ils dosent les Al, Ni, Fe et Zn après
un jour, 4 jours et 7 jours d’extraction.
Figure 25 : Quantités des ions métalliques selon Kappert et coll.
Lucas, Bumgardner (J. D. Bumgardner and L. C. Lucas J. Biomed. Mat. Res. 1989), Stoffer et Kappert
(Verträglihkeit von Dentallegierungen unter besonderer Berücksichtigung “alternativer” Verfahren zur
Diagnostik, heraussgeber Institut der Deutschen Zahnärzte (IDZ), Deutscher Artze-Verlag, Köln 1998,
pages 67-181) dans leurs études démontrent que ces types d’alliages posent des problèmes de toxicité
32
et leurs utilisations dans le domaine de la reconstruction prothétique sont très discutables. Lucas et
coll rapportent également qu’il y a une altération dans la structure de l’ADN des cellules épithéliales
à partir de sels de cuivre en concentration de 10 ppm (Figure 26).
En conséquence, l’utilisation dans le domaine prothétique est contestable.
Alliages Ni-Cr, Rexillium III
L’alliage Rexillium III a fait l’objet de nombreuses études et est utilisé surtout comme alliage de
comparaison. Les quantités de nickel relargué sont importantes selon les études de Kappert et cool
(Figure 27). Kappert constate également que d’autres cations sont relargués à partir de cet alliage
(Figure 28).
Fig. 26 Quantités de cuivre relagué à partir des alliages base cuivre
Figure 27 : Quantité de nickel relargué selon Kappert et coll pendant 7 jours d’extraction
Figure 28 : Dosage des autres ions métalliques pendant 7 jours d’extraction
33
Malgré les quantités importantes de nickel relargué à partir d’alliages Ni-Cr, la recherche
bibliographique dans les bases de données que nous avons effectuée, ne révèle aucune information
concernant l’existence d’études épidémiologiques quant à la relation entre les porteurs d’éléments
prothétiques en Ni-Cr en bouche et les personnes susceptibles d’induire une allergie au nickel (contact
dermatitis).
Allergie au nickel, concernant les matériaux en contact avec la peau soumis à la
législation pour la protection du consommateur
Plus de 4 000 produits chimiques sont répertoriés comme éléments potentiellement capables
d’induire un processus allergique. Les tests épidémiologiques démontrent qu’aujourd’hui, dans notre
société, il y une recrudescence de la population sensibilisée par certains allergènes. Les estimations
admettent que 15 à 20 % des adultes de la population européenne sont sensibilisés par un contact
avec au moins un allergène. 30 millions de personnes qui vivent dans les pays de la communauté sont
capables d’induire une allergie au nickel. Ce problème de santé publique est ainsi devenu une
préoccupation du législateur de la CE, qui a déjà formé un groupe de travail, le CEN BT/WG 132. Ainsi
la Directive 94/27/CEE votée le 30 juin 1994 décrète que tous les objets en contact permanent ou
temporaire avec la peau sont interdits dans l’usage si ils relarguent une quantité de nickel supérieure
à 0,5 µg/cm2.semaine. Un contrôle sévère est instauré dans tous les pays de la CE, et la législation en
vigueur est gérée par les normes EN 1810 (Body-piercing post assemblies-Reference test method for
determination of nickel content by flame atomic absortion spectrometry), EN 1811 (reference test
method for release of nickel from products intended to come into direct and prolonged contact with
the skin), EN 12472 (Method for the simulation of wer and corrosion for detection of nickel release
from caoted items) et Tr 12471(Screening test for nickel release from alloys and coatings in items that
comme into direct and prolonged contact with the skin).
La limitation ou l’interdiction d’autres produits chimiques fortement allergènes est en cours. Celle-ci
impliquera des recherches nécessitant une collaboration scientifique pluridisciplinaire, avec des
instituts universitaires et des laboratoires spécialisés. La complexité du sujet est de taille, et il faudra
résoudre un certain nombre d’inconnues telles que :
- Identification des familles de produits chimiques capables d’induire des réactions allergiques et qui
se trouvent dans les matériaux comme : caoutchouc, plastique, cuir, cosmétique, composites…
- L’analyse chimique et l’identification clinique de l’allergène à partir des tests “in vitro” et “in vivo”.
- Les implications et le rôle que joue le système immunitaire dans les réactions allergiques.
Actuellement le groupe de travail, le CEN BT/WG 132 a comme mission d’établir la Liste des
allergènes à traiter
La sélection s'est basée sur les critères suivants :
• L'allergène doit concerner une partie importante de la population ou provoquer des problèmes
graves de santé.
• L'allergène doit être mesurable par une analyse chimique.
• Les possibilités de contrôle de l'allergène par des moyens législatifs ou préventifs doivent être
réalistes.
• Sont exclus : les produits pharmaceutiques et médicaux, les composants allergènes dans les
aliments et les protéines dans le Latex, tout produit medical device.
On peut constater que le même matériau est géré quant à sa toxicité de deux manières différentes :
- dans le cas de la protection du consommateur par la Directive 94/27/CEE
- dans le cas de l’utilisation comme dispositif médical par la Directive “Dispositifs médicaux” 93/42
CEE et son amendement, la Directive “Dispositifs médicaux implantables actifs” 90/385 CEE.
34
Les alliages Ni-Cr utilisés dans le domaine prothétique sont classés comme dispositifs médicaux et,
par conséquent, ils ne pourront pas être jugés selon EN1811, quant à la limitation ou leur interdiction
si les quantités de nickel relargués sont plus grandes que 0,5 µg/cm2.semaine.
Directions futures de recherche
Dans le contexte actuel des connaissances acquises nos directions des recherche seront canalisées
dans l’utilisation des nouvelles méthodes d’analyse :
- Dégradation électrochimique de surface à des courants de l'ordre nA (microélectrodes, AFM)
- Perfectionnement des tests d'extraction chimiques et électrochimiques
- Analyse de traces ICP-MS, GC-MS, HPLC-MS
- Corrélation entre les éléments relargués et les tests immunologiques comme :
- MELISA (Memeory Lymphocyte Immuno-Stimulation Assaay)
- LTT-CITA (Lymphozytentransformationtest ; Improving the vitro antigen specific T cell proliferation
assay the use interferon-alpha to elicit antigen specific stimulation and decrease bystander
proliferation).
Conclusion
La gamme des alliages dentaires à couler s’est sensiblement modifiée, pour des raisons
économiques et à cause d’une prise en compte accrue de la notion de biocompatibilité. C’est ainsi que
sont apparus des alliages dits “bio” à base d’or et de platine, et des alliages dits “universels”,
disponibles aussi bien pour la technique céramo-métallique que pour les autres travaux de coulée
dentaire. L’utilisation du titane et de ses alliages sous forme coulée peine à s’imposer, malgré des
caractéristiques biologiques et mécaniques particulièrement intéressantes.
Le choix d’un alliage en fonction des impératifs liés à son utilisation clinique spécifique a souvent été
marqué par l’existence d’une très vaste palette de produits, qui pousse à multiplier les produits
effectivement utilisés au laboratoire. En fait, avec les alliages nobles “universels”, une réduction
sensible du nombre d’alliages nécessaires dans un laboratoire odonto-technique devrait permettre
une gestion plus simple et plus économique.
La mise en œuvre des alliages peut parfois subir des échecs. Leur analyse montre qu’en majorité, les
causes de ces échecs se réduisent à deux grandes catégories : un dessin inadéquat de la maquette, ne
tenant pas suffisamment compte des impératifs mécaniques liés à la situation clinique particulière,
et des erreurs au niveau de la coulée proprement dite, en particulier du point de vue des
températures respectives du moule en revêtement et de l’alliage au moment de son injection. Il existe
pour chaque type d’alliage un domaine optimal de températures de moule et d’alliage en fusion en
dehors duquel des porosités et des coulées incomplètes peuvent apparaître.
Enfin, les alliages dentaires à couler faisant partie des dispositifs médicaux, selon la législation
européenne, ils sont soumis aux directives pour l’évaluation biologique de ces dispositifs médicaux.
Parmi les tests les plus importants, l’évaluation de leur comportement électrochimique en milieu
biologique simulé permet de se rendre compte avec une bonne précision de leur tendance à la
dégradation, et par conséquent au relargage éventuel d’ions potentiellement dangereux, comme par
exemple les ions nickel. Des tests électrochimiques approfondis peuvent être réalisés de façon assez
simple, mais la mise en évidence et l’identification des traces d’ions relargués est beaucoup plus
délicate. Enfin, la mise en relation entre la présence de traces d’ions relargués et certains tests
immunologiques devrait être entreprise, pour clarifier l’influence exacte de ces ions sur le
déclenchement de phénomènes comme la sensibilisation et l’allergie.
35
Adresse des auteurs
Prof Jean-Marc MEYER
Section de Médecine Dentaire
19, Rue Barthélemy-Menn
1205 Genève (Suisse)
[email protected]
Dr Christian SUSZ
Qualident S.A.
45A route des Acacias
CH-1227 Les Acacias (Suisse)
[email protected]
[email protected]
Dr Lucien RECLARU
PX Tech SA., Département Recherche et Développement
Bd des Eplatures 46
CH-2304 La Chaux-de-Fonds (Suisse)
[email protected]
36
NiTi alloys : Shape Memory Alloys
for orthodontic applications
Jan VAN HUMBEECK
Dep. MTM-K.U.Leuven
Kasteelpark Arenberg 44, 3001 Heverlee, Belgium
NiTi Shape memory alloys offer attractive potentials such as : superelastic behaviour, reversible
strains of several percent during heating or cooling over a limited temperature range, generation of
high recovery stresses, and a work output with a high power / weight ratio. This paper describes the
origin of those properties and summerizes the shape memory functions and some orthodontic
applications.
SHAPE MEMORY ALLOYS AND THE MARTENSITIC
TRANSFORMATION
The distinctive functional properties of shape memory alloys are closely linked to a solid-solid
phase transformation occurring in a metastable solid state of some specific alloys. It occurs
diffusionless and is therefore called martensitic. The solid phase obtained during cooling is called
martensite. The parent phase in which the transformation occurs is called the beta(β)-phase and many
times, in anology with steel, the austenite phase (Ahlers, 1986), (Delaey, 1991), (Funakubo, 1984). The
temperature at which the transformation occurs can be choosen in a temperature range between 150 °C and 200 °C, depending on the composition and the microstructural constitution, the latter
determined mainly by the thermomechanical processing.
The temperature induced transformation is characterised by four temperatures : Ms and Mf during
cooling and As and Af during heating. Ms and Mf indicate the temperatures at which the
transformation from the parent phase (also called beta-phase) into martensite respectively starts and
finishes, as illustrated in figure 1.
Figure 1 : Schematic representation of the volume transformed as a function of temperature
37
Jan VAN HUMBEECK
NiTi alloys : Shape Memory Alloys for orthodontic applications
As and Af indicate respectively the temperatures where the reverse transformation (martensite to
beta) starts and finishes. The overall transformation describes a hysteresis of the order of 10°C to 50°C
in temperature.
At a temperature above the Af temperature (limited to a few tens of °C), the martensitic phase can
also be induced by straining the sample, as illustrated in figure 2. When deformed above Af, the
deformation if fully reversible. If deformed above Ms but below Af, some strain-induced martensite
will remain stable and lead to an incomplete shape restoration.
Figure 2 : Superelastic behaviour at constant temperature
due to stress-induced transformation
Important to notice is also that many characteristics such as the Young's’ modulus and the
electrical resistivity, change drastically during transformation. These changes can be used in specific
applications and also for feedback control of SMA-actuators.
Many alloy systems (Delaey, 1991) show shape memory behaviour but only a few of them have been
developed on a commercial scale (NiTi, NiTi-X, Cu-based). At present more than 90 % of all SMAapplications are based on NiTi or ternary NiTi-Cu and NiTi-Nb alloys. Other shape memory alloys are
close to market introduction (Cu-Al-Ni, Fe-Mn-Si) while still others have interesting potentials but are
difficult to produce or suffer from brittleness (NiTi-Zr, Cu-Zr, Ni-Al).
Although NiTi SMAs are more expensive and more difficult to machine than Cu-based SMAs, there are
several reasons why almost only NiTi SMAs are used in new developments. NiTi SMAs allow much
higher working stresses and strains, NiTi SMAs show in general a higher stability in cyclic applications,
NiTi SMAs are available in the shape of thin wires and thin films, and NiTi SMAs have a higher
electrical resistivity making electrical activation much simpler. The requirements for medical
applications also eliminate the Cu-based alloys in most cases. Moreover, mainly Ni but also Ti can be
partially (a few percent) replaced by Cu, Co, Fe, Nb or Mo. Those elements can improve the hysteresis
(stress and / or temperature hysteresis), corrosion behaviour, control of transformation temperatures,
fatigue behaviour…
38
Jan VAN HUMBEECK
FUNCTIONAL PROPERTIES OF SHAPE MEMORY ALLOYS
Shape memory alloys show different functional properties and can be used in different ways. For
those properties a shape change is at the origin of the property. This shape change is a consequence
of the shearing component of the martensitic variants during martensitic transformation. The so
called “cold shape” is thus related to the martensite phase, while the material has its “hot shape”
when in the austenitic phase.
These properties are described in general terms below. Quantitative data refer to Ni-Ti alloys unless
otherwise stated.
One way shape memory effect
A shape memory element can be easily deformed to almost any “cold shape”. The basic restriction
is that the deformations may not exceed a certain limit, typically 8 % for NiTi, somewhat lower for Cubased and Fe-based shape memory alloys. These apparent plastic deformations can be recovered
completely during heating, resulting in the original “hot shape”. This strain and shape recovery during
heating is called the one way shape memory effect since only the hot shape is memorised.
Two way shape memory effect and training
The two way memory effect refers to the memorisation of two shapes. À cold shape is obtained
spontaneously during cooling from the hot shape, that had been obtained by the former thermomechanical processing. Different from the one way memory effect, no external forces are required to
obtain the “memorised” cold shape. During subsequent heating the original hot shape is restored. The
maximum strains are in general substantially smaller than in the case of the one way memory effect.
A strain limit of about 2 % has been mentioned although higher TWME strains have been found in
specific cases.
The microstructural asymmetry and the resulting TWME are not inherent characteristics of shape
memory alloys, as the one way effect, but can only be induced after particular thermomechanical
procedures. These thermomechanical procedures are in general based on the repetition of
thermomechanical cycles through the transformation region [Perkins 1984, Perkins 1990, Guénin
1989], i.e. transformation cycles from the parent phase to preferentially oriented martensite. The goal
of these repetitive procedures is to acquire the cold shape and therefore these procedures are referred
to as “training”. Some examples of such training procedures are temperature cycling at a constant
strain or at a constant stress, and superelastic cycling. It can be easily understood that many
combinations and variants of these procedures can also be applied.
Superelasticity
The shape memory effects described above require temperature changes. In contrast, the
superelastic effect, also indicated as pseudoelastic effect, is isothermal in nature [Otsuka 1986, Duerig
1990]. A superelastic specimen exhibits normal elastic behaviour until a critical stress is reached. With
further straining, the specimen elongates substantially as if it were plastically deformed. However
when the stress is removed, the specimen contracts to its original dimension and the apparent plastic
strain is recovered.
Superelasticity can be considered as the mechanical analogue of the thermal shape memory effect.
Isothermal loading at a temperature above Af results in a stress induced martensitic transformation
which starts at a critical stress σMs. Further straining occurs at a nearly constant stress level until the
transformation finishes at σMf. The apparent plastic strain is thus caused by the shape strain
accompanying the stress induced formation of preferentially oriented martensite. During subsequent
unloading, the reverse transformation occurs at a lower stress level between σAs and σAf and the
apparent plastic strains are recovered. Large reversible deformations of up to 10 % can be obtained,
39
Jan VAN HUMBEECK
to be compared to 0.2 %-0.5 % elastic strain in most other metallic alloys. Further straining at stress
levels above σMf results in elastic straining of the stress induced martensite, followed at sy by plastic
yielding of martensite.
The stress induced transformation shows a stress hysteresis, revealed by the different stress levels for
the forward and reverse transformation. This hysteresis is typically 50-300 MPa in NiTi and results in
the dissipation of energy during superelastic cycling. The energy dissipated per cycle is given by the
area enclosed between the upper and lower curve in figure 2. Superelasticity also involves the storage
of potential energy. This elastic energy storage capacity can be as high as 10 J/g. All above mentioned
superelastic characteristics are strongly affected by processing and composition [Zhang 1994, Russell
1997].
The critical transformation stresses (σMs, σMf, σAs and σAf) increase in a first approximation linearly
with temperature starting from zero at the corresponding transformation temperature, as described
by the Clausius-Clapeyron equation :
dσ
∆S
=
εmax
dT
in which σ is the stress at which martensite is induced, T the temperature, DS the entropy change
during transformation and εmax the maximum strain due to transformation. It follows that at a
temperature, denoted as Md, the stress for plastic yielding becomes equal to the stress for martensite
formation. Superelasticity occurs thus only over a relatively narrow temperature window between the
temperatures Af and Md. This temperature range of typically 20-100 K is too small for applications in
most industrial and consumer fields. The strong temperature dependence of the mechanical
behaviour, described by the Clausius-Clapeyron equation, is a further impediment to the general use
of superelasticity [Duerig 1996].
The temperature dependence and small temperature range are no barrier to the use in mammalian
bodies where the temperature is constant. Moreover, the superelastic effect results in a unique
combination of deduced properties. No other material or technology can offer the combination of
high strength, high stiffness, high pliability and a high kink resistance. NiTi with a proper surface
treatment shows an excellent biocompatibility. Also the concept of a metallic material with an
extreme elasticity and with nearly constant stress levels over a large strain area is something that can
be tackled easier by designers than the concepts related with temperature activated shape memory
effects. Accordingly, the largest commercial successes of SMAs in recent years are linked with the use
of superelasticity in biomedical applications [Duerig 1996, Melton 1994, Fernald 1994].
Generation of recovery stresses
When an external constraint prevents the SMA-element from returning to the hot shape on
heating, high recovery stresses are gradually generated during heating. Stresses up to 700 MPa can be
obtained [Sittner, 2000].
Similar to the one way and two way memory effect, the generation of recovery stresses starts from a
macroscopic deformation in the martensitic state. During subsequent heating free recovery occurs until
a temperature Tc at which contact is made with an external mechanical obstacle. The recovery of the
remaining deformation, characterized by the contact strain ec, is impeded by this obstacle. Therefore,
from the temperature Tc recovery stresses are generated at a nearly constant stress rate dσr/dT, often
described by a Clausius-Clapeyron equation. This shape memory property is the basis of some very
successful shape memory applications, especially in earlier years for couplings [Proft 1990, Kapgan 1990].
40
Jan VAN HUMBEECK
The recent substantial efforts in the development of hybrid composites with embedded shape
memory elements have resulted in an increasing interest in the understanding of the generation of
recovery stresses [Stalmans 1987, Vokoun 1999, Zheng 2000]. In these smart composites, thin SMAwires or other SMA-elements are embedded into advanced structural materials, without losing the
structural integrity of the matrix material. Most functional properties of such adaptive composites are
directly related to the following mechanism on the level of the SMA-elements. Prestrained martensitic
SMA-elements operate during heating against he elastic stiffness of the host matrix, biasing the strain
recovery and the reverse transformation of the SMA-elements. The result is that recovery stresses are
generated gradually by the SMA-elements in the composite during heating, and the strain recovery
and reverse transformation of the SMA-elements is delayed. After overcoming a temperature
hysteresis, the reverse process occurs during cooling. A crucial difference with earlier applications
using the generation of recovery stresses is that these hybrid composites are activated repeatedly, i.e.
recovery stresses are generated cyclically.
Work output
The one and two way memory effect can be used for free recovery applications in which the single
function of the SMA-element is to cause motions without any biasing stress. At constant strains, shape
memory elements can generate substantial recovery stresses. Between these two extremes of free
recovery and completely constrained recovery, shape memory components can yield a wide variety of
combinations of strains and stresses. The shape memory element can be deformed with a low force
in the martensitic condition or during the forward transformation, and can exert a substantially
higher force as it reverts to the hot shape on heating. So, work is done on heating, up to 5 J/g. This
concept can be used in thermal actuators in which the SMA-element is activated by an increase in the
environmental temperature, or in electrical actuators in which the SMA-element is in general
activated by direct Joule’s heating. The work needed to deform the SMA-element is much lower than
the work that can be obtained during heating. This has been the basis of many prototypes of heat
engines which could convert heat into useful work (see e.g. [Banks 1982]).
SMA-actuators offer distinct advantages with respect to other types of actuators [Van Humbeeck 1998].
The main advantage is that SMA-actuators offer by far the highest work and power to weight ratios
from all available actuating technologies at low levels of weight [Ikuta 1990]. These high work and
power densities enable a whole class of applications (e.g. in the field of micro-actuation) which are
simply impossible to realise with other actuation technologies. SMA-actuators can mostly be reduced
to a single SMA-element without auxiliary parts, resulting in a simple compact and reliable device.
Several important drawbacks which limit the use of SMA-actuators to specific niches, should also be
considered. The conversion of heat into mechanical energy via SMA-actuators has been studied
extensively 15 to 25 years ago. Simple thermodynamic calculations have shown that the maximum
theoretical efficiency of an SMA-actuator is below 10 % [Wollants 1979]. In practice, the conversion of
heat into mechanical work occurs less efficient with the result that the real efficiency is even one
order of magnitude smaller than the theoretical value. Another drawback is that the SMA-actuator has
to be heated and cooled. Especially the low cooling rate limits the use of SMA-actuators to relatively
low frequency applications.
High damping capacity
SMA-elements have a high damping capacity in the austenitic and martensitic condition. Shape
memory alloys show in the martensitic condition a strong amplitude dependent internal friction. For
impact loads, the specific damping capacity can be as high as 90 %. Starting from the austenitic
condition, energy is dissipated during superelastic cycling as a result of the stress hysteresis between
superelastic loading and unloading, as explained before. A detailed analysis can be found in [Van
Humbeeck 1999].
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Jan VAN HUMBEECK
NI-TI ALLOYS
Ni50Ti50 is the best explored system of all shape memory alloys and occupies almost the whole
market of SMA. Ni50Ti50 is an intermetallic phase that has some solubility at higher temperatures.
The science and technology of Ni-Ti is overwhelmingly documented. The influence of composition
and thermomechanical processing on the functional properties is well understood and described in
literature. Therefore we refer only to some very interesting and relevant publications such as [Saburi
1998, Treppman 1995, Wayman 1989, Todoriki 1987].
The basic concept of processing Ni-Ti alloys is that in order to avoid plastic deformation during
shape memory or during pseudoelastic loading, the martensitic and the β-phase have to be
strengthened. This occurs by classic methods : strain hardening during cold deformation, solution
hardening, precipitation hardening. Ni-Ti alloys have the significant advantage that these techniques
can be easily applied due to an excellent ductility and a very interesting but complicated precipitation
process of metastable and stable neighbouring intermetallic phases [Nishida 1986].
The compositions of the Ni-Ti-SME alloys are approximately between 48 and 52 at % Ni and the
transformation temperatures of the B2 structure to the martensitic phase with a monoclinic B19’
structure, are very sensitive to the nickel-content (a decrease of about 150 degrees for an increase of
1 at % Ni). The transformation temperatures can be chosen between –40°C and +100°C.
Ni-Ti alloys show the best shape memory behaviour of all SMA. Even in polycrystalline state 8 %
shape recovery is possible and 8 % pseudo-elastic strain is completely reversible above Af, while the
recovery stress is of the order of 800 MPa.
In some cases the martensitic transformation is preceded by the so-called R-phase transition. The
R-transition is a B2 ↔ rombohedral transformation that has also second-order characteristics
[Wayman 1986].
The most specific characteristics of this R-phase transition is that it shows a clear one- and twoway memory effect in the order of 1 % recoverable strain and that the hysteresis of the transformation
is very small, only a few degrees which creates possibilities for accurately regulating devices.
It should be noted that further cooling transforms the R-phase into B19’ martensite. During
heating only the reverse martensitic transformation will be observed. To observe the reverse R-phase
transition cooling should be stopped above Ms.
It has been shown that the appearance of the R-phase depends on composition, alloying elements
and thermomechanical processing [Todoriki 1987]. In fact the major common point is that all effects
depressing the martensitic forward transformation below room temperature will favour the
appearance of the R-phase transition which is quite stable near 30°C.
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Jan VAN HUMBEECK
Ternary Ni-Ti alloy systems
Addition of third elements opens even more possibilities for adapting binary Ni-Ti alloys toward
more specific needs of applications. Adding a third element implies a relative replacement of Ni
and/or Ti. Therefore it must be always very well indicated which atom Ni or Ti or both is replaced by
the third element.
Alloying third elements will influence not only the transformation temperatures but will also have
an effect on hysteresis, strength, ductility, shape memory characteristics and also on the
B2→(R)→B19’ sequence. The influence of several elements has been already described in [Eckelmeyer
1976, Honma 1979, Kachin 1989].
More application oriented, one can distinguish four purposes to add third elements :
1. to decrease (Cu) or increase (Nb) the hysteresis,
2. to lower the transformation temperatures (Fe, Cr, Co, Al),
3. to increase the transformation temperatures (Hf, Zr, Pd, Pt, Au),
4. to strengthen the matrix (Mo, W, O, C).
Some of the ternary alloys have been developed for large-scale applications. We will only summarise
the two most well developed : NiTiCu and NiTiNb and the Ni(Ti, X) with X=Hf, Zr which are under
investigation as High Temperature Shape Memory Alloys (HTSMA).
BIOMEDICAL APPLICATIONS
Most of the earlier developments of SMA-applications were linked with the thermally activated
functions of actuation and coupling. In recent years however it has become clear that the largest
commercial successes of SMAs are linked to biomedical applications (Besselink 1995, Melton 1994,
Pelton 1994, Yahia 2000). The combination of good biocompatibility, good strength and ductility with
the specific functional properties such as the shape memory effect and superelasticity creates a
unique material for medical applications.
Especially the superelastic effect of SMAs results in a unique combination of high strength, high
stiffness and high pliability ; no other material or technology can offer this unique combination. The
temperature dependent character of the superelastic effect, which is disadvantageous in other
application areas, is of less importance in the biomedical field because of the stable temperature of
the human body. NiTi with a proper surface treatment shows an excellent biocompatibility
(Shabalovskaya, 1995). Also the concept of a metallic material with an extreme elasticity and with
nearly constant stress levels over a large strain area is something that can be tackled easier by
designers than the concepts related to temperature activated shape memory effects (Melton, 1994).
As a consequence, regarding the specific functional properties, the largest commercial successes of
SMAs are linked with the use of superelasticity.
The following paragraphs illustrate present developments of applications in the biomedical field that
obtain an added value by the functional properties of shape memory alloys.
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Jan VAN HUMBEECK
APPLICATIONS IN ORTHODONTICS
Orthodontic archwires were the first mass biomedical application (Sachdeva, Miyazaki 1990), (Duerig 1990),
(Fukuyo 1992). While in the case of stainless steel wires the forces quickly relax during movement of the
teeth, concomitantly retarding this movement, NiTi-wires allow the teeth to move under almost constant
force over a long treatment time and a much larger deplacement of the teeth before the orthodontist has
to re-tighten. The stored elastic energy for the same maximum stress is much larger for superelastic material
than for steel. Depending on the desired constant force a wire with a specific plateau stress can be chosen.
The plateau stress depends on the relative difference between the ambient temperature and the
transformation temperature. The value is high for wires with a low transformation temperature. This
makes the wire more sensitive to small temperature changes in the mouth which causes intermittent
forces on the teeth. A new type of orthodontic wire has a transformation temperature just below the
body temperature and thus has a very low plateau stress.
The advantages are obvious : the treatment requires less chair time and is thus less expensive. The
force remains constant and does not reach the point of causing pain.
Different grades of wire stiffness are now available : round and rectangular sections, variation in
diameters and thus in strength (Sachdeva, Oshida 1990), (Tuissi 1995).
Since NiTi archwires were introduced in the late 1970’s, over 30 % of the archwires used today are NiTi
(Dutta 1996).
Besides archwires, specific endosseous implants based on the shape memory effect have also been
developed. Those implants can be in blade or rod form, depending whether several teeth or one
single tooth has to be inserted. After insertion, the predeformed shapes are heated by warm saline or
by an induction coil apparatus to a temperature not above 50°C, but above the Af temperature of the
material (Fukuyo 1992), (Sachdeva, Fukuyo 1990).
Other common devices for applications in orthodontics are listed below.
- Dental root implants for a stable attachment in the bone.
The memory metal root deforms and locks itself firmly in the bone after reaching body temperature.
- Adjustable dental abutments with self-locking temperature sensitive ball joints.
- Adjustable telescopic head gears for reposition of the molars.
This device uses a memory metal locking ring that prevents relative motion between the inner head
gear wire and the head gear tube. Adjustment of the length or angle is easily accomplished by cooling
the locking ring.
- Small superelastic tension and compression springs to create space or close gaps between the
elements in the mouth.
- Heavy suture expanders with superelastic springs to change the width of the mandable.
- Martensitic, very shapeable wires and strips for retention of the teeth after correction.
- Special connectors with a wedge-shape to hold two teeth tightly together.
- Adjustable orthodontic brackets with torque and angulation control.
- Connectors for threadless anchoring of abutments to dental root implants.
Although orthodontic devices became very familiar and are abundantly used, some attention should
be given to the “real properties” of the purchased material. For example a systematic study on a spring
with a total length of 10 mm, an active length of 4 mm and an outer diameter of 1.3 mm showed that
in spite of identical specifications, the important values of stress and strain could vary strongly. First it
was observed that the global superelastic behaviour of springs, delivered by two different suppliers was
very different. Also the thermomecanical behaviour as function of temperature was very different, i.e.
the spring of supplier A was not anymore thermoelastic at 5°C while the one of supplier B was. Moreover,
different batches of the same supplier (A as well as B) gave different values for the required force at the
same temperature. In case the specification was 150 gr. at 37°C, this force varied sometimes by almost
± 50 gr. for different batches. The origin of those problems could be related to inadequate or bad
reproduced heat treatments. A quality sheet for a definite batch could be advised.
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Jan VAN HUMBEECK
BIOCOMPATIBILITY OF NITI ALLOYS
NiTi alloys are considered to be high corrosion resistant, good biocompatible materials. Both
elements Ni and Ti form an intermetallic stoichiometric compound Ni0.5Ti0.5. Off-stoichiometric alloys
will contain no more than a few tenths of an atomic per cent Ni in solid solution.
Extensive in vivo experience in the human body with implants, mainly related to dentistry, especially
orthodontic wires, but also in orthopaedics, stenting or other medical branches has thus far not
revealed any special problems.
Regarding its biocompatibility NiTi can be compared with stainless steel (grade 316 L), CoCr alloys and
even pure Ti. The origin of these properties is mainly related to the passivation layer of TiO2.
To obtain a good passivation, care must be taken in the final treatment in order to avoid small islands
of pure Ni at the surface or mixtures of NiO and Ti2O, which may create favoured sites for selective
dissolution in crystals (Chan 1990), (Oshida 1992).
In this respect surface conditions are extremely important. These surface conditions are controlled by
the specific thermomechanical treatments that NiTi alloys must undergo in order to achieve optimal
performance. Further processing and mounting should be performed with care in order not to
damage the TiO2 layer.
More detailed information and discussion on the biocompatibility of NiTi alloys can be found in
several publications (Castleman 1976, Oshida 1990, Oshida 1991, Catright 1973, Dutta 1993,
Shabalovskaya 1995, Yahia 2000, Rykänen 1999, Shablovskaya 2002).
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Jan VAN HUMBEECK
Adhésion de fibroblastes gingivaux humains
sur différentes rugosités d’alliages
orthopédiques
V. COMTE (1), C. LAGNEAU (1) & M. LISSAC (1)
(1)Laboratoire d’Etudes des Interfaces et des biofilms en Odontologie – EA 637
Faculté d’odontologie de Lyon, rue G. Paradin 69372 Lyon cedex 08
Dans les années 1960, Buelher et Wang (1963) mettent en évidence les caractéristiques innovantes
de l’alliage équiatomique de nickel et titane (NiTi). Cet alliage possède des propriétés
thermodynamiques de mémoire de forme très utile en orthopédie, mais également un pouvoir de
superélasticité peu commun chez les alliages à mémoire de forme (AMF). L’alliage de NiTi est un des
concepts les plus innovants de ces dernières années dans le domaine des biomatériaux métalliques,
ils offrent des perspectives intéressantes en orthopédie et en odontologie : orthodontie, endodontie
et implantologie. Il a ainsi attiré l’attention et l’intérêt des cliniciens.
Il est actuellement admis que les propriétés de surface des biomatériaux conditionnent la réponse
biologique des tissus à leur contact. Dans le processus complexe de la chirurgie implantaire, la
rugosité de surface des biomatériaux utilisés est un facteur important modulant la réponse
biologique. Nous nous proposons de mettre en évidence les corrélations entre les différents états de
surfaces du NiTi et l’adhésion de fibroblastes gingivaux. Pour cette étude in vitro, des échantillons de
nickel-titane sont préparés par polissage mécanique manuelle à différents grades. Les matériaux de
comparaisons, couramment utilisés comme matériaux implantaires, tel que le titane
commercialement pur de grade 2, l’alliage Ti-6Al-4V et l’acier inoxydable 316L sont polis
industriellement.
Plusieurs études sont réalisées afin d’évaluer l’adhésion cellulaire sur les différents états de
surface. Des fibroblastes gingivaux humains, obtenus à partir de la technique d’explant, sont mis en
culture sur les matériaux testés. Dans un premier temps, nous avons observé la morphologie cellulaire
par microscopie électronique à balayage (MEB), puis évalué la prolifération cellulaire par un test MTT.
Par la suite, nous avons visualisé deux protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire par une
technique d’immunomarquage.
48
V. COMTE, C. LAGNEAU & M. LISSAC
sur différentes rugosités d’alliages orthopédiques
MATÉRIELS & MÉTHODES
1.1 – Matériaux
Les échantillons de l’alliage nickel-titane sont fournis par la société AMF (Reuilly, France). Ils sont
polis mécaniquement et manuellement à plusieurs rugosités décroissante à l’aide de papier à grain
de SiC de grade 80, 400 et 2400. La topographie de surface est analysée par profilométrie pour en
déduire les Ra représentés dans la figure 1.
Figure 1 : Rugosité moyenne des matériaux (µm)
Les échantillons de titane commercialement pur (Ti-cp) et l’alliage Ti-6Al-4V (TA6V) que nous avons
utilisé sont fournis par la société SERF (Décines, France). Les échantillons d’acier inoxydable 316L
proviennent de la société Goodfellow (Huntingdon, Angleterre). Ces matériaux ont été polis miroir
industriellement et utilisé comme tels. La composition chimique des alliages est donnée dans le
tableau 1. Pour cette étude in vitro, les échantillons de chaque alliage ont été stérilisés aux rayons
gamma selon la norme en vigueur à 2500 Gy.
NiTi
Ti-cp
TA6V
316L
Ti
44,5
99,56
90
Al
V
6
4
Ni
O
N
C
H
Fe
Cu
55,5 0,101
0,02 0,002
0,18
0,05 0,013 0,2
0,2 0,007 0,008 0,015 0,3
10
69
Cr
Mo
18
3
Tableau 1 : Composition chimique en % en poids du NiTi, Ti-cp, TA6V et 316L
1.2 – Cultures cellulaires
Des biopsies de gencives humaines saines sont prélevées avec les consentement des patient à la
suite d’extraction de prémolaire. Les prélèvements, découpés en explants, sont placés dans du milieu
de culture DMEM (Dulbecco’s Modified Eagle Medium)(Gibco, USA) additionné de 10 % de sérum de
veau fœtal (Biowest, France), de pénicilline (100 U/ml)(Biowest), de streptomycine (50 µg/ml)(Biowest)
et de fongizone (100 µl)(Gibco) afin d’obtenir une culture primaire de fibroblastes gingivaux. Ces
cellules sont utilisées pour l’ensemble de notre expérience à des passages compris entre P2 et P5.
49
1.3 - Étude de la morphologie cellulaire
Les fibroblastes sont ensemencés à 104 cellules/cm2 sur les échantillons métalliques et laissés en
culture pendant 4 heures. Les cellules sont fixées au glutaraldhéyde 2 %, puis post-fixées au tétroxyde
d’osmium. Les échantillons sont ensuite préparés pour pouvoir être observés au microscope électronique
à balayage (Hitachi S800, Centre Technologique des Microstuctures – Université Claude Bernard, Lyon).
1.4 - Étude de la prolifération cellulaire
Après plusieurs jours de culture sur les différents substrats (2, 4 et 7 jours), l’activité proliférative
des fibroblastes gingivaux est déterminée par la méthode de Mossman (ou test MTT). Les cellules
vivantes possèdent une enzyme mitochondriale capable de transformer un sel de tetrazolium jaune
(MTT) en cristaux de formazan bleus. La mesure au spectrophotomètre de l’intensité de coloration de
la solution est proportionnelle au nombre de cellules vivantes.
1.5 – Observation des protéines de l'adhésion cellulaires
Deux protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire, le collagène I et la vinculine, sont mises en
évidence par immunomarquage. Cette technique est réalisée sur un tapis cellulaire confluent après 7
jours de culture. Les cellules sont fixées au paraformaldéhyde à 4 %, puis marquées avec un anticorps
primaire monoclonal et révélées à l’aide d’un anticorps secondaire de souris couplé au FITC. Le
marquage ainsi obtenu est visualisé au microscope à épifluorescence.
RÉSULTATS & DISCUSSION
2.1 – Observation de la morphologie cellulaire
Figure 2 : Observation de la morphologie cellulaire
par microscopie électronique à balayage (G : x 1000)
Sur les échantillons les plus lisses (NiTi2400, Ti-cp, TA6V et 316L), les fibroblastes apparaissent bien
étalés avec des prolongements cytoplasmiques rayonnant tout autour du corps cellulaire. Ce résultat
témoigne d’une non-toxicité des matériaux, mais aussi que les cellules adhèrent et s’aplanissent sans
50
obstacle au substrat. Sur les NiTi 400 et 80, de rugosité plus importante, les cellules ont adhéré et ont
pris une forme longitudinale parallèle à la topographie du matériau. Cette morphologie cellulaire ne
semble pas naturelle et est contrainte par les sillons de surface des NiTi rugueux.
2.2 – Étude de la prolifération cellulaire
Le test de prolifération indique, à 7 jours de culture in vitro, que les matériaux les moins rugueux
sont les plus favorables à l’activité cellulaire. Les NiTi 400 et 80 marquent leur différence en ne
permettant pas aux cellules de proliférer aussi librement que sur les matériaux les plus lisses. La
rugosité de surface semble bien influencer la prolifération des fibroblastes.
Figure 3 : Évaluation de la prolifération cellulaire par un test MTT
2.3 – Observation des protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire :
Les protéines marquées sont observées sur chacun des matériaux, cela indique que l’état de
surface n’intervient pas dans la synthèse des protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire. Pour le
collagène I, un marquage intracellulaire et périnucléaire est observé, de plus des spots sont visualisés
aux niveaux des contacts focaux. Le marquage de la vinculine montre également un marquage intense
au niveau des contacts focaux. En revanche, en comparant les immunomarquages sur les différents
états de surface, les protéines d’adhésion observées, collagène I et vinculine, suivent la forme des
cellules et se développent en fonction de la topographie du matériau.
CONCLUSION
Nos résultats indiquent que la rugosité de surface de l’alliage NiTi affecte l’orientation et la
prolifération de fibroblaste in vitro. De plus nous avons observé que les rainures parallèles à la surface
des échantillons contrôlent l’alignement cellulaire. Il y a donc une relation entre la topographie de
surface des substrats et le processus d’adhésion et de prolifération des fibroblastes gingivaux
humains.
Pour une meilleure compréhension de ce phénomène, il serait intéressant de mieux connaître
l’adhésion cellulaire au niveau moléculaire, et en particulier de quantifier les protéines présentes
dans les contacts focaux sur des matériaux de différentes rugosités. En effet, c’est l’établissement des
contacts entre les cellules et les substrats qui déterminent l’activité de la cellule et notamment sa
prolifération.
51
Mesure de l'énergie libre de surface
de matériaux implantaires dentaires :
méthodes de la goutte posée
et de la bulle captive
F. MABBOUX (1), L. PONSONNET (2),
J.J. MORRIER (1), & O. BARSOTTI (1)
(1)- Laboratoire d’Etude des Interfaces en Odontologie EA 637, Faculté d’Odontologie,
rue G. Paradin, 69372 Lyon cedex 08, France.
(2)- Laboratoire d’Ingéniérie et Fonctionnalisation des Surfaces - CNRS, UMR 5621,
Ecole Centrale de Lyon, 36 avenue Guy de Collongue, BP 163, 69131 Ecully cedex.
INTRODUCTION
Les propriétés de surface d’un implant dentaire dépendent de ses propriétés physico-chimiques
(Energie Libre de Surface (ELS), mouillabilité) mécaniques et topographiques (rugosité) (1). Ces
propriétés de surface conditionnent les réponses biologiques à leur contact : cytocompatibilité,
ostéointégration et développement d'un biofilm.
Le but de cette étude a été de comparer les valeurs de l'énergie libre de surface et de ses composantes,
de 2 biomatériaux dentaires couramment utilisés en implantologie (Titane et alliage Ti-6Al-4V), selon
la méthode de la goutte posée et de la bulle captive. Ces 2 méthodologies renseignent sur les
composantes polaires et dispersives de l'ELS et facilitent la compréhension du comportement des
matériaux implantaires dans différents environnements. Si la méthode de la goutte posée est
couramment utilisée pour cette caractérisation, la méthode de la bulle captive n’a pas ou a été très
peu utilisée dans l’étude des propriétés de surface des biomatériaux dentaires.
MATÉRIEL ET MÉTHODES
Matériaux testés
Les matériaux utilisés dans cette étude sont le Titane (CP Ti grade 2 (TIMET Savoie SA)) et le Ti-6Al4V (TIMET Savoie SA). La composition et la rugosité de chaque alliage sont résumées dans le tableau I.
Pour chacun d’eux, 10 pastilles (diamètre = 8 mm, épaisseur = 2 mm) ont été préparées.
Matériau
Ti-6Al-4V
Rugosité (Ra)
0,0572 (0,007)
Ti 40 cp 2
0,0472 (0,009)
Composition chimique (%)
Al : 5,5-6,5 ; V : 3,5-4,5
C : < 0,08 ; Fe < 0,25 ; O2 < 0,13
N2 < 0,05 ; H2 < 0,012
N : 0,01 ; C : 0,01 ; H : 0,0013
Fe : 0,08 ; O : 0,11
Tableau 1 : caractéristiques des matériaux testés
52
F. MABBOUX, L. PONSONNET,
J.J. MORRIER, & O. BARSOTTI
Mesure de l'énergie libre de surface de matériaux implantaires dentaires :
méthodes de la goutte posée et de la bulle captive
Échantillons
Les pastilles ont été polies mécaniquement et manuellement à plusieurs rugosités décroissantes,
à l’aide de papier métallographique SiC (Buehler) de grade 80, 240, 400, 800, 1000, 1200, 2400 et
4000. Puis les matériaux ont été polis miroir avec feutre “Chemomet I” (Buehler) en présence d’une
Solution. Pour métallographie (Le stade poli miroir permet de ne pas prendre en compte l’hystérésis
de la mesure de l’angle de contact liée à la rugosité des surfaces. La rugosité a été contrôlée par
profilométrie (Perthometer C5D) (tableau 1).
Pour chaque série de dépôt (goutte posée ou bulle captive), les pastilles ont subi le traitement
suivant : lavage dans un bain à ultrasons (100 W) 20 minutes dans l’acétone, puis 20 minutes dans
l’alcool et 20 minutes dans l’eau. Les pastilles ont ensuite été séchées 15 minutes dans un four à 40 C
puis conservées dans un dessiccateur avant et pendant la durée de chaque expérience.
Méthode de la goutte posée
Deux gouttes (1 µl / goutte) sont déposées sur chaque échantillon. L’image de la goutte est acquise par
ordinateur. Le logiciel Digidrop de celui-ci peut alors analyser la forme de la goutte en équilibre sur la
surface (hauteur et largeur, relations trigonométriques sphériques) afin de déterminer l’angle de contact θ.
L’ELS (γT) et les composantes dispersives (γLW), polaire (γAB), acide (γA), base (γB) du Ti et du TA6V ont été
déterminées à partir des mesures des angles de contact, en utilisant 3 liquides sonde sur chaque
matériau : l’eau pure et le formamide (deux liquides polaires) et le diiodométhane (liquide apolaire) (2).
Pour chaque liquide sonde et pour chaque surface (Ti et TA6V), 20 angles de contact ont été mesurés,
et les moyennes calculées et comparées à l’aide de tests statistiques.
microseringue
aiguille
Air
θ
Liquide
Surface = échantillon
Méthode de la goutte posée
53
Méthode de la bulle captive
La pastille est totalement immergée dans l’eau. Une bulle d’air ou d’octane est formée au bout de
l’aiguille munie d’une micro seringue. L’angle de contact est calculé à partir de la mesure des dimensions
de la bulle, et il correspond à : θ = φ (bulle d’air dans l’eau) et θ = Θ (bulle d’octane dans l’eau).
L’ELS (γSV), les interactions dispersives (γSVd), acide/base (γSVp), l’énergie libre interfaciale (γSW) et les
interactions non dispersives (ISW) du Ti et du TA6V ont été déterminées à partir de ces mesures, selon
l’approche d’Andrade et al. (1985).
Pour chaque surface (Ti et TA6V), 20 angles de contact ont été mesurés avec l’air et 20 angles de
contact avec l’octane. Les moyennes ont également été calculées et comparées statistiquement.
Φ
Bulle d’air ou d’octane
Θ
Méthode de la bulle captive
RÉSULTATS – DISCUSSION
Les moyennes des valeurs des angles de contact obtenus selon les deux méthodologies sont présentées
dans les tableaux 2 et 3. Les valeurs de l’ELS et de ses composantes sont résumées dans les figures 1 et 2.
Les deux méthodes montrent que les deux matériaux sont moyennement hydrophobes. Cependant,
avec la méthode de la goutte posée, des différences sont observées entre les deux matériaux : ELS
totale, composantes polaire et dispersive, alors qu’il n’y a aucune différence avec la méthode de la
bulle captive. Les différences obtenues peuvent s’expliquer par la présence plus importante d’éléments
contaminants (O2, contaminants hydrocarbonés) lorsque les mesures s’effectuent dans l’air (méthode
de la goutte posée) (4). En effet, pour Andrade. (5), dans un environnement complexe (vapeurs,
particules d’air), un hydrogel se forme à la surface des métaux et influe sur les valeurs de l’ELS.
La méthode de la bulle captive montre aussi la présence d’un hydrogel à la surface des échantillons.
Il est fortement hydraté : γSW< 5 mJ/m2.
Matériau
φ
Θ
Titane
50,40 (3,43)
127,02 (2,13)
Ti-6Al-4V
51,24 (3,25)
130,25 (2,09)
Tableau 2 : Moyenne des angles de contact (en degrés) et des écart-types
calculée avec la méthode de la goutte posée
54
Matériau
Eau
Diiodométhane
Formamide
Titane
55,60 (8,92)
45,84 (3,65)
42,86 (6,18)
Ti-6Al-4V
49,61 (4,54)
37,80 (1,62)
56,00 (5,87)
Tableau 3 : Moyenne des angles de contact (en degrés) et écart-type,
calculée avec la méthode de la bulle captive
Figures 1 et 2 : Représentation des Energies de Surface et de leurs composantes,
pour le Ti et le Ti-6Al-4V, respectivement à partir de la méthode de la goutte posée (figure 1)
et à partir de la méthode de la bulle captive (figure 2).
CONCLUSION
Le choix de la méthode utilisée pour mesurer les valeurs de l’ELS et de ses composantes est
important dans la caractérisation des propriétés de surface d’un biomatériau et par conséquent dans
la compréhension des phénomènes d’adhésion. La méthode de la bulle captive permet de tester
l’interface hydrogel-eau dans un état d’hydratation complet, in situ, et d’obtenir des informations
supplémentaires à celles de la goutte posée.
RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES
1. Quirynen M., Bollen C.M.L., Willems G., van Steeberghe D. Comparison of surface characteristics of six commercially
pure titanium abutments. Int J Oral Maxillofac Implants 1994 ; 9 : 71-76.
2. van Oss C.J. Forces interfaciales en milieux aqueux. (Ed) Paris, Masson.
3. Andrade J.D., King R. N., Gregonis D.E., Coleman D.L. Surface characterization of poly(hydroxyethyl methacrylate)
and related polymers. I. Contact angle methods in water. Journal of polymer Science : Polymer Symposium 1979 ; 66 :
313-336.
4. Schrader M.E. High- and Medium-Energy Surfaces : ultrahigh vacuum approach. Modern approaches to wettability.
Plenum Press, New York, 1992.
5. Andrade J.D. Interfacial phenomena and biomaterials. Medical Instrumentation 1973 ; 7 : 110-120.
55
Finition et polissage des résines composites :
influence du matériau et variabilité
inter-opérateur
L. BEAUCOURT (1), S. ETIENNE (1), J-P. SALOMON (1) & J. DÉJOU (1)
(1) Université de la Méditerranée. UFR Odontologie de Marseille. Département de biomatériaux
OBJECTIFS
Cette étude a eu deux objectifs :
1- Evaluer l’état de surface de six matériaux à base de résines composites : Filtek Flow® (3M-ESPE),
Filtek A110® (3M-ESPE), Filtek Z250® (3M-ESPE), Filtek P60® (3M-ESPE), Z100 MP® (3M-ESPE) et
F2000® (3M-ESPE), après finition et polissage à l’aide de disques Sof-Lex® (3M-ESPE) à base
d’alumine.
2- Evaluer la variabilité inter-opérateur des résultats obtenus avec le F2000 et les disques du système
Sof-Lex ®.
MATÉRIEL ET MÉTHODE
Des éprouvettes cylindriques des matériaux (d = 6 ± 1 mm, e = 1mm) ont été polymérisées
pendant 40 secondes avec une lampe Freelight® (3M-ESPE), en mode standard (40 s, 400 mW/cm2),
sous une matrice de Mylar et une plaque de verre.
Pour la première partie de l’étude 60 éprouvettes de chaque matériau (Tableau 1) ont été finies et
polies, immédiatement après polymérisation, par un seul opérateur, en utilisant successivement les 4
disques de granulométrie décroissante (Tableau 2). Entre chaque étape de polissage, un rinçage
soigneux a été réalisé avec un spray d’air et d’eau, puis chaque éprouvette a été séchée.
Tableau 1 : Chronologie du polissage à l’aide des disques
du système Sof-Lex (3M-ESPE) des matériaux évalués
56
L. BEAUCOURT, S. ETIENNE,
J-P. SALOMON & J. DÉJOU
influence du matériau et variabilité inter-opérateur
Tableau 2 : caractéristiques et protocole d’utilisations des disques
du système (Sof-Lex –3M-ESPE)
Pour la deuxième partie de l’étude 4 opérateurs différents ont fini et poli chacun 15 éprouvettes
de F2000 selon le même protocole.
L’état de surface des éprouvettes a été évalué à l’aide d’un profilomètre tactile (Mitutoyo Surftest,
rayon de courbure 5 µm, vitesse de déplacement 0,1 mm/s, valeur du cut-off 0,25 mm, longueur du
profil 1,5 mm). Cinq profils différents ont été enregistrés sur chaque éprouvette. Deux paramètres de
rugosité ont été retenus : Ra et Rt. Pour la 2e partie de l’étude, seul l’état de surface obtenu après la
4e étape a été évalué.
Le critère retenu pour l’évaluation statistique a été la moyenne des 5 valeurs de Ra et Rt obtenues
à partir des 5 profils sur chaque éprouvette.
Après contrôle de la normalité des distributions et de l’égalité des variances, l’influence du facteur
matériau (1ère partie) et du facteur opérateur (2e partie), ont été évalués grâce à une analyse de
variance et un test a posteriori de Duncan (p = 0,05).
De plus, une corrélation a été recherchée entre les valeurs de Ra et Rt obtenues en fin de polissage et
les caractéristiques des charges contenues dans les matériaux étudiés : taille moyenne, taille
maximale et pourcentage en poids (Tableau 5). Le test mis en œuvre a été un test non paramétrique
(corrélation des rangs de Spearmann).
57
RÉSULTATS
Les résultats sont résumés dans les tableaux 3 et 4 et les figures 1 et 2.
Tableau 3 : Évaluation de l’état de surface (Ra en µm) en fonction du matériau et de l’étape.
Pour chaque ligne, les groupes avec la même lettre en exposant ne diffèrent pas significativement
Figure 1 : Évaluation de l’état de surface (Rt en µm)
en fonction de l’étape de finition/polissage et du matériau
58
Tableau 4 : Évaluation de l’état de surface (Rt en µm) en fonction du matériau et de l’étape.
Pour chaque ligne, les groupes avec la même lettre en exposant ne diffèrent pas significativement
Figure 2 : Évaluation de l’état de surface (Ra en µm)
en fonction de l’étape de finition/polissage et du matériau
Tableau 5 : Caractéristiques des charges minérales contenues dans les 6 matériaux évalués
59
Une corrélation a pu être mise en évidence entre les valeurs de Ra et Rt obtenues en fin de
polissage et la dimension moyenne des charges (Rho Ra = 0,79, Rho Rt = 0,83), la dimension maximale
des charges (Rho Ra = 0,79, Rho Rt = 0,83), le % en poids des charges (Rho Ra = 0,30, Rho Rt = 0,37).
Les figures 3 et 4 illustrent ces résultats.
Figure 3 : Ra et Rt obtenus en fin de polissage
en fonction de la taille moyenne des charges contenues dans les matériaux
Figure 4 : Ra et Rt obtenus en fin de polissage
en fonction de la taille maximale des charges contenues dans les matériaux
60
Le tableau 6 résume les résultats concernant l’influence de l’opérateur sur les valeurs de Ra et Rt
obtenues en fin de polissage avec les F2000.
Tableau 6 : Pour chaque ligne, les groupes avec les mêmes lettres
en exposant ne différent pas significativement
CONCLUSION
Tous les matériaux à base de résine composite ne peuvent pas être polis de la même façon avec
le système Sof-Lex ®. Un des facteurs influençant les résultats pourrait être la structure du matériau
(en particulier la taille moyenne et maximale des charges).
Les résultats obtenus avec les disques Sof-Lex ® utilisés sur le F2000 ® mettent en évidence l’influence
de l’opérateur au cours des étapes de polissage. Cependant, il est à noter que le F2000 ® est celui des
6 matériaux testés qui a montré les capacités de polissage les plus mauvaises.
61
Effets du renforcement à l’aide de fibres
de verre et de la post-polymérisation
sur les propriétés mécaniques
de deux résines composites de laboratoire
et une résine composite provisoire
J. KOSORIC (1), M. CATTANI-LORENTE (1),
CH. GODIN (1) & J-M. MEYER (1)
(1) Ecole de Médecine Dentaire, Université de Genève
INTRODUCTION
Le renforcement des résines dentaires avec des fibres a été décrit dans la littérature dès les années
60 1 2 3 4. Cependant ce n’est que récemment que des fibres pour des applications dentaires ont été
commercialisées 5 6. Actuellement, les utilisations potentielles des fibres en médecine dentaires sont
nombreuses. Par exemple, dans les prothèses partielles ou totales 7 8, dans les ponts provisoires 9 10 ou
les splints 11. De plus, grâce au succès en chirurgie orale de la charge immédiate des implants 12,
l’utilisation de fibres pour renforcer les suprastructures sur implant 13 est redevenue d’actualité.
Les résines composites de laboratoire sont couramment employées pour la fabrication de ponts et
couronnes provisoires. Ils pourraient être également utilisés pour les suprastructures sur implant,
cependant leur résistance aux contraintes est relativement faible. Le renforcement de ces résines par
des fibres pourrait être une alternative à l’utilisation de structures métalliques.
Le but de notre étude était d’évaluer le comportement mécanique de deux résines composites de
laboratoire renforcées par des fibres de verre unidirectionnelles. L’influence de la post-polymérisation
des résines a également été examinée.
Deux résines composites de laboratoire, différant par leur composition chimique et leur taux de
charges minérales (Cristobal+ de IDR et Sinfony de 3M ESPE) et une résine composite provisoire
(Protemp 3 Garant de 3 M ESPE) ont été utilisées.
Des fibres de verre de type E, unidirectionnelles, silanisées (Stick Tech Ltd.) ont été coupées à des
longueurs de 22 mm. Elles ont été ensuite imprégnées pendant 10 min avec la résine composite fluide
Synfony Transparent (3M-ESPE).
Des barreaux de 25 mm de longueur et 2 mm de hauteur et 2 mm de largeur ont été préparés dans
des moules de plexiglas de la manière suivante. Après la mise en place d’une première couche de
résine composite de laboratoire, une couche de fibres est déposée et le tout est polymérisé pendant
15 sec. avec la lampe halogène Elipar Trilight (800mW/cm2). Ensuite une deuxième couche de résine
composite et de fibres est ajoutée et polymérisée de la même manière. Finalement une dernière
couche de résine est placée dans le moule. On effectue alors la polymérisation dans le four MPA 2000
(IDR) pendant 90 sec. Pour la moitié des échantillons une post-polymérisation a été effectuée avec le
four MPA 2000 Post Cure (IDR).
Les échantillons fabriqués avec la résine composite provisoire ne contiennent qu’une seule couche de
62
J. KOSORIC, M. CATTANI-LORENTE,
CH. GODIN & J-M. MEYER
Effets du renforcement à l’aide de fibres de verre
et de la post-polymérisation sur les propriétés mécaniques de deux résines
composites de laboratoire et une résine composite provisoire
fibres. Pour ces échantillons la post-polymérisation a été effectuée dans le four Beta Vision Unit (3M
ESPE) avec le programme auxiliaire n°1.
Les modules d’élasticité et la résistance à la flexion ont été mesurés à l’aide de tests en flexion troispoints et quatre-points, en utilisant une machine d’essai Instron 1114 avec une vitesse de traverse de
0.5 mm/min.
Pour étudier l’effet de la post-polymérisation sur les résines composites de laboratoire, 6 échantillons
post-polymérisés ont été mesurés en flexion trois-points, une heure après leur fabrication. Leur
module et leur résistance à la flexion ont été comparés à ceux d’échantillons non post-polymérisés,
ayant été conservés à sec à 37°C.
Pour étudier le renforcement par les fibres 6 échantillons ont été conservés pendant 24 heures et
7 jours dans de l’eau à 37°C. Ils ont ensuite été testés en flexion quatre points.
La teneur en fibres et en charges minérales des échantillons a été déterminée après calcination
des échantillons à 700°C pendant 1 heure.
Les résultats obtenus ont été analysés au moyen d’une analyse de variance ANOVA à deux facteurs
suivie d’un test LSD avec p<0.05.
RÉSULTATS
Le module d’élasticité en flexion E (GPa) et la résistance à la flexion (MPa) mesurés sont présentés
dans les Tableaux 1 et 2.
Résine
Cristobal+
Synfony
E (GPa)
Sans post-polym.
2.7 ± 0.3
0.4 ± 0.04
Post-polymérisé
10 ± 0.2
5.5 ± 0.7
Résistance (MPa)
Sans post-polym.
57 ± 2
32 ± 2
Post-polymérisé
89 ± 5
119 ± 3
Tableau 1 : Modules d’élasticité et résistance à la flexion trois-points obtenus pour les
composites de laboratoire avec et sans post-polymérisation.
E (GPa)
Sans fibres
Avec fibres
24h
7j
24h
7j
Cristobal 11.6±2.1 17.8±4.6 14.4±4.5 12.9±7.2
Sinphony 6.1±0.05 6.0±0.9 14.1±1.1 8.8±1.0
Flx (MPa)
Sans fibres
Avec fibres
24h
7j
24h
7j
93±17
106±20 307±87 227±34
109±10
108±12
350±3 308±60
Tableau 2 : Modules d’élasticité et résistance à la flexion quatre-points obtenus pour les
composites de laboratoire après vieillissement dans l’eau à 37°C pendant 24 heures et 7 jours.
L’analyse de variance à deux facteurs montre que la post-polymérisation augmente de manière
significative le module d’élasticité et la résistance à la flexion des deux résines composites de
laboratoire. Il existe également des différences significatives entre les deux composites de laboratoire.
Après post-polymérisation, Synfony présente un module d’élasticité plus faible et une résistance à la
flexion supérieure à celle de Cristobal+.
L’analyse de variance montre également une augmentation significative de la résistance à la
flexion pour les échantillons contenant des fibres (p<0.05). Sur cette propriété, le temps de
vieillissement n’a pas d’influence significative. Le module d’élasticité des échantillons de
Cristobal + n’est pas influencé significativement ni par la présence de fibres de verre, ni par le temps
63
de vieillissement. Par contre, le module d’élasticité des échantillons à base de Sinfony augmente
significativement lorsque des fibres de verre y sont incorporées.
La teneur en charges minérales (particules de verre) et en fibres a été déterminée par calcination
à 700° et exprimée en pourcentage par rapport au poids total des échantillons. Les résultats obtenus
sont donnés dans la Table 3.
Composite
Cristobal+
Sinfony
Sans fibres
% charge (poids)
73.2 ± 0.1
42.3 ± 2.5
Avec fibres
% charge (poids)
55.1 ± 3.4
29.3 ± 9.3
% fibres (poids)
18.2 ± 3.0
22.2 ± 6.9
Table 3 : Teneur en charges minérales (particules de verre) et en fibres
Des relations linéaires entre les propriétés mécaniques et le pourcentage de fibres et de charge
minérale (particules de verre) ont été établies (Figure 1).
Figure 1 : Relations linéaires entre les propriétés mécaniques et le pourcentage
de fibres et de charge minétale.
Pour Cristobal+, le module d’élasticité ne dépend que de la teneur en fibre, mais la corrélation
obtenue (a) est modérée (r : 0.57) et n’est pas statistiquement significative (p<0.1). Pour Sinfony, le
module dépend simultanément de la teneur en fibres et de la teneur en particules (p<0.1). Cependant
pour un intervalle de confiance plus élevé, ce terme ne dépend que de la teneur en fibres (b) et, dans
ce cas, il existe entre ces deux paramètres une forte corrélation (r : 0.92) statistiquement significative
(p<0.01).
64
DISCUSSION
Avec la post-polymérisation on atteint rapidement les valeurs maximales des modules d’élasticité
et des résistances à la flexion et ceci pour les deux composites de laboratoire utilisées. La chaleur a
pour effet d’accélérer la réaction de polymérisation des composites en augmentant la mobilité des
molécules qui y participent. Par contre, la post-polymérisation n’influence pas le degré de conversion
final obtenu, et ceci se traduit par des propriétés mécaniques équivalentes après 1 heure pour les
échantillons post-polymérisés et après 24h pour les échantillons n’ayant pas été post-polymérisés. Ces
résultats sont conformes à ceux obtenus par Ferracane.
Les propriétés mécaniques de Sinfony sont inférieures à celles de Cristobal+. Ceci est probablement
dû à une teneur en charge minérale plus faible pour cette résine.
Il est évident que les fibres renforcent les résines composites de laboratoire, puisqu’une
augmentation significative de la résistance à la flexion a été observée pour les deux résines étudiées.
Lorsqu’on utilise Sinfony, on observe également une augmentation du module d’élasticité. Ceci n’est
pas le cas pour Cristobal+. Le module d’élasticité d’un composite dépend des modules d’élasticité des
éléments qui le composent. Par conséquent on peut écrire :
Ecomposite ÷ Vrésine*Erésine + Vparticules*Eparticules + Vfibres*Efibres
Des relations linéaires entre le module d’élasticité et la teneur en fibres et en particules de verre
des échantillons ont été établies. La teneur en charge minérale a été exprimée en pourcentage de
poids car ce paramètre est plus facile à mesurer. Une forte corrélation existe entre les modules
d'élasticité des échantillons fabriqués avec Sinfony et leur teneur en fibres. Pour ces échantillons la
teneur en fibres représente la moitié de la charge minérale totale. La relation existante entre les
modules d’élasticité des échantillons fabriqués avec Cristobal+ et leur teneur en fibres est faible et
n’est pas statistiquement significative. Probablement la quantité de fibres incorporée dans les
échantillons n’est pas suffisante pour observer un effet sur le module d’élasticité, puisqu’elle
correspond en moyenne à 25 % de la charge minérale totale.
CONCLUSIONS
Avec une post-polymérisation par la chaleur, les propriétés mécaniques maximales des résines
composites de laboratoire sont développées plus vite. Il faut au moins 24 heures pour que des
échantillons non-post-polymérisés atteignent des propriétés mécaniques équivalentes à celles des
échantillons post-polymérisés.
Les fibres de verre renforcent les résines composites de laboratoire même si elles ne sont pas préimprégnées. Cependant la rigidité du composite obtenu dépend principalement de la nature de la
résine. Ainsi la présence de fibres n’influence pas le module d’élasticité de Cristobal+, parce que cette
résine est très chargée et que le volume de fibres incorporées dans les échantillons ne représente que
25 % de la charge minérale.
65
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J.L. Ferracane et al. Dent Mat 1995 (11) 354-58
66
Absorption d’eau et solubilité de cinq
matériaux de restauration à base de résine
et de leurs adhésifs
E. MORTIER (1), D. GERDOLLE (1), B. JACQUOT(2) & M. PANIGHI (1)
(1)- Laboratoire de Physique des Matériaux - Nancy UMR CNRS 7556
(2)- Laboratoire de Chimie du Solide Minéral - Nancy UMR CNRS 7555
OBJECTIFS
Évaluer l’absorption d’eau et la solubilité de deux résines composites, d’un ormocer (organically
modified ceramic), d’un compomère et de leurs adhésifs ainsi que d’un verre ionomère modifié à la
résine (VIMR).
MATÉRIAUX, MATÉRIELS ET MÉTHODES
Les matériaux et adhésifs testés sont : le Filtek P60 (résine composite) et le Scotchbond 1 ; le
Solitaire 2 (résine composite) et le Gluma One Bond ; l’Admira (ormocer) et l’Admira Bond ; le
Compoglass F (compomère) et l’Excite ainsi que le Fuji II LC (VIMR). Cinq disques de chaque matériau
et de chaque adhésif sont réalisés selon les recommandations de la norme ISO 4049 (12/1998)
(figure 1) à l’aide d’un moule en poly-tétra-fluoro-éthylène de 15 mm de diamètre et de 1 mm
d’épaisseur. Les disques sont photo-polymérisés (lampe 3M Curing XL 3 000®) 200 secondes en neuf
points différents par face puis soumis à une première dessiccation à 37°C dans un dessiccateur
accompagnés de silice. Les disques sont pesés quotidiennement à l’aide d’une balance électronique
(Denver Instruments M-120®). Lorsque la masse demeure constante (à ± 1µg près), celle-ci est relevée
et notée m1. Les disques sont alors mesurés avec un pied à coulisse électronique (Mitutoyo 500181U®) et leur volume v est calculé. Puis suit une étape d’immersion durant 168 heures dans 40 ml
d’eau distillée par disque à 37°C à l’issue desquelles la masse m2 est notée. Enfin une nouvelle étape
de dessiccation dans les mêmes conditions que la première est menée jusqu’à obtention d’une masse
m3 constante. L’absorption d’eau est calculée avec la formule (m2 – m3) / v tandis que la solubilité
est calculée avec la formule (m1 – m3) / v.
Figure 1 : Étapes de la procédure ISO 4049
Les résultats sont analysés statistiquement par des tests de Kruskal-Wallis suivis de tests multiples
de comparaison deux à deux ajustés par Bonferroni.
67
E. MORTIER, D. GERDOLLE,
B. JACQUOT & M. PANIGHI
Absorption d’eau et solubilité de cinq matériaux de restauration
à base de résine et de leurs adhésifs
RÉSULTATS
Absorption d’eau et solubilité moyennes (écart-type) en µg.mm-3 (n=5)
matériau
absorption
solubilité
adhésif
absorption
solubilité
Admira
23,3 (0,8) a
1,2 (0,3) a
Admira Bond
106,2 (15,2) a
82,2 (20,8) a
Compoglass F
31,5 (3,2) a
10,0 (2,1) b
Excite
273,4 (66,1) b 144,5 (32,8) b
a
c
Filtek P60
19,2 (1,0)
2,4 (1,1)
Scotchbond 1
355,4 (29,7) c 133,6 (12,6) b
a
c
Solitaire 2
20,2 (0,4)
4,9 (0,7)
Gluma One Bond 77,4 (19,0) a
75,9 (13,0) a
b
b
Fuji II LC
167,5 (12,4)
8,3 (0,8)
sans adhésif
(dans chaque colonne, des exposants identiques indiquent des résultats non statistiquement différents)
DISCUSSION
L’absorption d’eau et la solubilité sont des propriétés des matériaux d’obturation que l’on ne peut
négliger. La solubilité intervient dans la dégradation des restaurations et dans leur biocompatibilité
du fait de la libération de différentes espèces chimiques. L’absorption d’eau engendre des variations
dimensionnelles, des altérations des propriétés mécaniques (Cattani-Lorente et coll., 1999 ; Musanje et
coll, 2001) et des colorations internes. Aussi ces propriétés sont-elles intéressantes à quantifier
puisqu’elles participent pleinement à l’évaluation de l’aptitude clinique du matériau.
L’expérimentation montre une absorption d’eau significativement supérieure pour le Fuji II LC
expliquée surtout par le caractère hydrophile des VIMR. L’eau est en effet susceptible d’être absorbée
d’une part du fait de la présence des groupes carboxyles réactifs et d’autre part par les nombreux
groupes hydrophiles fonctionnels du réseau d’HEMA (Yap, 1996 ; Kanchanavasita et coll., 1997 ; Yap et
Lee, 1997). Le compomère est le produit qui après le VIMR absorbe le plus d’eau avec une valeur
moyenne néanmoins nettement inférieure ; viennent ensuite par ordre décroissant l’ormocer et les
deux résines composites. Bien qu’il soit du point de vue chimique quelque peu inexact de vouloir
comparer ces mesures du fait de la différence majeure d’hydrophilie / hydrophobie entre ces produits,
il apparaît que la capacité d’absorption d’eau est proportionnelle à l’importance de la réaction acidobasique dans les phénomènes de prise (Iwami et coll., 1998). Le compomère, initialement anhydre,
connaît une réaction acido-basique secondaire expliquant sans doute cette absorption. Les
composites et l’ormocer étant dépourvus d’une telle réaction, les différences entre ces matériaux
peuvent s’expliquer de différentes manières. Le taux de charges est un élément prépondérant : plus
un matériau est chargé, plus petit est son volume matriciel, moins il peut absorber. Par ailleurs,
l’hydrophobie relativement plus importante des monomères constituants est aussi un paramètre
important (Oysaed et Ruyter, 1986). Le P60 contient des Bis-EMA qui ne présentent pas de
groupements hydroxyles disponibles sur les chaînes polymères principales lui confèrent une nature
« encore plus hydrophobe » (Yap et coll., 2000). De plus, la nature et la qualité des liens entre les
charges et la matrice importent également : en effet une éventuelle adhésion limitée entre ces
éléments peut déterminer des voies de diffusion capillaires acheminant et logeant l’eau (Kalachandra,
1989 ; Feilzer et coll., 1990). Certains auteurs indiquent aussi l’influence de bulles accidentellement
incluses dans l’obturation comme libérant un volume potentiel d’absorption (Oysaed et Ruyter, 1986).
Nos résultats de l’étude de la solubilité vont dans le sens de ce qui est retrouvé dans la littérature : les
résines composites se solubilisent moins que les VIMR et les compomères (Iwami et coll., 1998). On
relève que le P60 présente une solubilité deux fois moins importante que celle du Solitaire 2. Ici
encore, le taux de charges, leurs natures et leurs liens avec la matrice jouent un rôle essentiel. Le P60
ne contient que des charges ZrSiO4 tandis que le Solitaire 2 contient essentiellement des charges de
verre Ba-Al-B-F-silicate dont on sait qu’elles sont susceptibles de se solubiliser plus (Soderholm, 1990).
Les éléments comme le baryum ajoutés pour augmenter la radio-opacité du matériau se solubilisent
également aisément (Oysaed et Ruyter, 1986). Cela étant, si le réseau de polymères entourant les
68
charges joue efficacement son rôle protecteur, la solubilité théorique de ces éléments ne se traduit
pas par une perte de masse du matériau. En conséquence, un autre facteur déterminant de la
solubilité d’une résine composite est le taux de conversion des monomères : un taux plus faible
favorise la solubilité (Pearson et Longman, 1989 ; Yap et Lee, 1997, Palmer et coll., 1999). Le corollaire
immédiat de cette remarque est l’importance de la présence de bulles qui, emprisonnant de l’oxygène
qui inhibe la polymérisation, diminuent le taux de conversion et facilitent la solubilité. L’Admira est
un matériau à base d’ormocers. On peut schématiquement décrire ce type de produit comme étant
constitué d’une charpente inorganique SiO2 recroquevillée en pelote sur laquelle sont greffées des
unités organiques polymérisables. Des charges sont incorporées dans cette structure ainsi que de la
matrice résineuse en faible proportion. La faible solubilité de l’Admira peut sans doute s’expliquer par
la structure tridimensionnelle complexe pré-établie des ormocers assurant, comme évoqué plus haut,
un rôle protecteur vis-à-vis des charges ou des monomères résiduels. Le Compoglass F et le Fuji II LC
sont les matériaux présentant la plus haute solubilité. Qu’il s’agisse de VIMR ou de compomères, la
solubilité, dans une certaine mesure, fait partie des qualités requises : ces matériaux constituent un
réservoir de fluorures à visée cariostatique potentiellement libérables selon les conditions dans
lesquelles ils se trouvent. La libération de fluorures est le fait de l’attaque acide initiale sur les charges
de verre fluoro-silicate. Les quantités libérées sont maximales durant la première semaine pour
décroître significativement à 6 mois (Frield et coll., 1997). Les VIMR sont aptes à se recharger au cours
d’applications topiques de fluorures. La réaction acide-base des compomères n’apparaissant que
secondairement, la libération de fluorures est significativement plus faible, même si, selon les
fabricants, des particules de petites tailles du type des trifluorures d’ytterbium présentes dans le
Compoglass F seraient capables de la majorer.
Nous avons évalué l’absorption et la solubilité des adhésifs utilisés en association avec les matériaux
d’obturation. En effet, la détermination de la capacité d’absorption et de solubilisation des produits de
restauration avec à l’esprit une volonté d’éclairage sur leur comportement clinique perd une part
essentielle de son intérêt si l’on ne considère pas le couple matériau / adhésif. Les adhésifs amélodentinaires, constitués de monomères résineux, contiennent peu ou pas de charges, le tout se trouvant
dans un solvant. Pour surpasser le problème de l’hydrophobie des résines incompatible avec la dentine
intrinsèquement humide, soit des monomères résineux modifiés de façon à être amphiphiles, soit des
monomères hydrophiles de type HEMA ont été ajoutés. De ce fait, les adhésifs sont aptes à absorber
des quantités importantes d’eau. Dans notre étude, nous notons effectivement de très hautes valeurs
d’absorption d’eau. Tous les produits contenant de l’HEMA, c’est vraisemblablement la différence de
proportion entre les monomères hydrophiles et les monomères hydrophobes qui explique la fourchette
large des valeurs relevées. Cette information n’est malheureusement pas disponible auprès des
fabricants. Seul le Gluma One Bond, présentant la plus faible des mesures d’absorption, est décrit
comme contenant un ratio HEMA / UDMA = 40 / 60. Par ailleurs, le Gluma est le seul adhésif contenant
de l'acide 4-META (10 % de son poids) connu pour être amphiphile. On peut penser que les autres
produits contiennent proportionnellement plus d’HEMA. Le Scotchbond 1 qui présente la valeur
d’absorption la plus élevée est le seul à contenir de l’eau parmi ses solvants, signant sans doute un
caractère hydrophile global plus affirmé. Par ailleurs, tous les produits comportent des solvants de type
éthanol ou acétone, qui, éliminés par la dessiccation initiale, engendrent vraisemblablement la
libération de volumes disponibles pour l’absorption d’eau distillée. Là encore les proportions
inconnues sont sans doute à l’origine des variations relevées entre les adhésifs. On remarque qu’Excite,
seul produit à contenir des charges, ne présente pas de capacité d’absorption plus faible. La quantité
minime de silice dispersée (0,5 % du poids) en est l’explication plausible.
La solubilité mesurée est également élevée pour l’ensemble des différents adhésifs. La composition
du mélange initial est de nature à ne pas favoriser une structure polymère aboutie, laissant de
nombreux monomères non convertis potentiellement solubles. Mis à part le Gluma One Bond, il est
remarquable de noter que les valeurs de la solubilité n’atteignent pas les valeurs de l’absorption
d’eau : l’expansion hygroscopique engendrée n’est pas potentiellement compensée par une perte de
volume liée à la solubilisation.
69
CONCLUSIONS
• Les matériaux à base de résine n’ont pas le même comportement vis-à-vis de l’eau en fonction
de leur famille d’appartenance. Les composites (P60 et Solitaire 2) présentent l’absorption la plus
faible suivis de l’ormocer (Admira). Le VIMR montre des valeurs d’absorption d’eau significativement
supérieures. L’ormocer a la solubilité la plus faible suivi des deux composites.
• La proportion élevée de monomères hydrophiles (ou amphiphiles) dans les adhésifs est à
l’origine des hautes valeurs d’absorption d’eau. L’absence ou la très faible proportion de charges dans
les adhésifs augmente cette capacité. La solubilité des adhésifs est inférieure en valeur absolue à
l’absorption. Les mouvements de fluides associant la solubilisation à l’absorption sont
potentiellement responsables de l’endommagement des interfaces collées.
• Il s’avère que les valeurs d’absorption / solubilité des seuls matériaux de restauration sont
insuffisantes pour rendre compte des phénomènes interfaciaux. L’expérimentation présente montre
que les adhésifs contribuent de manière importante à ces phénomènes. La détermination de la
capacité d’absorption et de solubilisation des produits de restauration avec une volonté d’éclairage
sur leur comportement clinique perd une part essentielle de son intérêt si l’on ne considère pas le
couple matériau / adhésif.
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70
Captation par l’émail humain d’ions fluorures
relargués par des CVI : Étude in vitro
B. TERRIÉ (1), P. SHARROCK (2) & G. GRÉGOIRE (1)
(1)- Laboratoire Interactions Biomatériaux/Tissus Bucco-Dentaires UFR D’Ontologie-ToulouseIII
(2)- IUT Chimie Unuiversité Paul Sabatier Toulouse III
La prophylaxie de la carie fait depuis longtemps une large place à l'action de l'ion fluor. Cette
action s'exerce de deux manières :
- pendant l'amélogénèse, l'apport de fluor par voie systémique (eau de boisson fluorée, sel, lait, farines…
fluorés, prescriptions médicamenteuses) à la bonne dose (0,05 mg/Kg/jour selon les recommandations
de l'O.M.S.) induit la formation au sein des cristaux d'apatite de l'émail, de fluoroapatite. Leur solubilité
se situe autour de pH 4,6, alors que celle de l'hydroxyapatite débute à pH 5,5.
- après l'émergence des dents, surtout pendant la phase de maturation de l'émail (caractérisée par
l'élimination de la majeure partie des protéines matricielles qui induisent des porosités au sein de
l'émail), mais aussi tout au long de la vie de la dent en contact permanent avec le milieu salivaire et
bactérien, l'action topique du fluor devient essentielle : lors des phénomènes de déminéralisationreminéralisation de la surface amélaire, le fluor peut s'incorporer à l'émail, le rendant ainsi moins
soluble en milieu acide. Le relargage des ions fluorures a également une action enzymatique
antibactérienne, augmentant l'action cario-prophylactique du fluor.
Face à des situations cliniques particulières où le risque carieux est accru (puits et fissures chez le
jeune enfant, collage de verrous orthodontiques chez l'adolescent, lésions carieuses radiculaires des
personnes âgées) de nombreux fabricants ont été amenés à incorporer des ions fluor au sein des
matériaux de collage ou de restauration.
Kawai K., Tantbirojn D., Kamalawat A.S. et coll. (6) ont étudié en 1998 la libération du fluor
contenu dans trois composites et ont noté que la quantité de fluor diffusé augmentait rapidement
pendant 48 h, puis diminuait jusqu'à atteindre un plateau.
Hicks J., Flaitz C.M., Garcia-Godoy F.,(4) en 2000, comparent un sealant relargant du fluor à un sealant
traditionnel lors de la formation in vitro de lésions carieuses, et constatent que l'apparition des caries
est moins importante lors de l'utilisation d'un sealant contenant du fluor.
Eronat N., Kocatas N., et Alpöz A. R.(1) réalisent en 1999 une étude comparative sur l'incorporation du
fluor au niveau de l'émail : les verres ionomères semblent assurer un apport de fluor au niveau de
l'émail de dents permanentes supérieur à celui apporté par des agents de liaison amélo-dentinaires
chargés en fluor.
OBJECTIFS
Quantifier les ions captés par l’émail mis en contact avec des CVI lors du collage de verrous
orthodontiques. Dans une précédente étude, LAVERNHE P., GREGOIRE G., MILLAS A., ESCABASSE A.,
SHARROCK P. (7) ont mis en évidence la migration à la surface de l’émail d’ions strontium et fluor. À
cause des variations naturelles de concentration de fluor dans l’émail, il n’a pas été possible de
déterminer statistiquement la différence entre les dents traitées par le CVI et les dents témoins. La
première partie de l'étude vise à valider le protocole ; la deuxième partie compare la concentration
de fluor dans l'émail en contact avec un CVI pendant des durées de 48 heures, 7 jours et 30 jours.
71
B. TERRIÉ, P. SHARROCK, & G. GRÉGOIRE
Captation par l’émail humain d’ions fluorures relargués par des CVI :
Étude in vitro
Pour la première partie de l'étude, 30 prémolaires saines extraites pour des raisons
orthodontiques chez des enfants de 11 à 14 ans sont réparties aléatoirement en trois groupes A, B et
C. L’émail vestibulaire et lingual de chaque dent est prélevé par section au disque diamanté (Komet
réf.919.104.220). La dentine est éliminée par usure au moyen d’un instrument diamanté (Komet
réf.6368.314.023). Les coquilles d’émail obtenues sont réduites en poudre par fragmentation à haute
pression (Presse EUROLABO-10 tonnes) à température ambiante, puis tamisées pour obtenir une
poudre de granulométrie connue (entre 100 et 250 micromètres). Cette poudre permet l’analyse
globale de l’émail (calcium, strontium et fluor). Pour chaque dent, 100 mg de poudre d’émail
vestibulaire sont immergés dans une solution fluorée : solution à 10 ppm pour le groupe A, 100 ppm
pour le groupe B et 1000 ppm pour le groupe C. La solution fluorée est éliminée au bout d’une, deux
et trois semaines, la poudre est ensuite dissoute dans une solution d’acide nitrique à 50 %.
Pour la deuxième partie de l'étude, des verrous orthodontiques ont été collés avec un CVI (Fujiortho LC II - GC, TOKYO, JAPAN) sur la face vestibulaire de 30 autres prémolaires saines extraites pour
des raisons orthodontiques chez des enfants de 11 à 14 ans. Les racines sont vernies et les dents
conservées dans de la chloramine à 1 % pendant 48 heures, 7 jours, 30 jours. Les verrous sont déposés
et le CVI éliminé par polissage.
Les fragments d’émail vestibulaire (en contact avec le CVI) et d’émail lingual (témoin) sont
prélevés, chaque fragment est pesé à l'aide d'une balance de précision 0,00001. Le morceau d'émail
est dissout dans 1 ml de solution d'acide nitrique à 70 %. Une fois dissout, on neutralise par 1 ml
d'une solution de NaOH à 30 %, puis on ramène le pH à 5 en ajoutant 1 ml de tampon TAFIC. On
rajoute enfin 7 ml d'eau pure (c’est-à-dire totalement dépourvue d'ions afin de ne pas fausser les
mesures) pour obtenir un volume total de solution à analyser de 10 ml.
La quantité de fluor contenu dans l’émail est déterminée par ionométrie au moyen d’une
électrode à membrane sélective spécifique “fluor” (membrane type PF4-L dont la limite de détection est
de 10-7 mol/l. - ION METER LPH 530T, TACUSSEL). Avant chaque série de mesures, l'électrode est
étalonnée par des solutions de concentrations connues de 0.05, 0.1, 1, 10, 20, 100 et 1 000 ppm. Après
quelques minutes nécessaires à la stabilisation du courant, celui-ci peut être lu directement en mV
sur l'écran du ionomètre, et permet de calculer la concentration de l'élément fluor.
72
Étude in vitro
RÉSULTATS
Les résultats de la première expérimentation montrent (tableau 1) que la quantité de F- adsorbée
par 100 mg d’émail est à peu près identique pour un vieillissement de 7 jours et 21 jours pour des
concentrations de 10 ppm et 100 ppm mais pour des concentrations élevées (1 000 ppm) la quantité
de F-adsorbée par l’émail augmente avec le vieillissement.
Tableau 1 : Quantité de Fluor absorbé sur 100 mg d’émail
Les résultats de la deuxième expérimentation montrent un accroissement de la concentration en
fluor dans l'émail en contact avec le CVI de collage. La captation du fluor est variable d'une dent à
l'autre. Elle paraît importante dans les premières 48 heures et au bout de 7 jours (Tableaux 2 et 3).
La différence entre les échantillons et leur témoin semble plus faible à un mois (Tableaux 4 et 5).
Tableau 2 : Teneur en Fluor de l’émail en contact avec un CVI pendant 48 h
Tableau 3 : Teneur en Fluor de l’émail en contact avec un CVI pendant 7 jours
73
Étude in vitro
Tableau 4 : Teneur en Fluor de l’émail en contact avec un CVI pendant 1 mois
Tableau 5 : Moyenne des concentrations en Fluor de l’émail en contact avec un CVI
DISCUSSION
L'étude se poursuit par un dosage dans les mêmes conditions à 90 jours, et permettra de mieux
préciser la cinétique de captation du fluor par l'émail humain mis en contact direct avec un CVI.
D'autres études sont nécessaires pour vérifier qu'il n'y a pas de relargage secondaire du fluor soit vers
la solution où chaque échantillon est conservé, soit vers la dentine. D'autres techniques d'analyses
chimiques sont envisagées : l'absorption atomique de flamme donne un pic nitrates qui masque le
pic fluor ; l'électrophorèse capillaire est quant à elle rendue difficile par la viscosité de la solution à
analyser.
74
Étude in vitro
1- ERONAT N., KOCATAS N., ALPÖZ A.R. : A comparative study of fluoride uptake from dentin bonding agents and
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1992.
75
Biomatériaux injectables : rhéologie et
applications odontologiques en site osseux
I. KHAIROUN (1), P. WEISS (1), G. DACULSI (1),
A. JEAN (1) & J-M BOULER (1)
(1) INSERM 99-03, Faculté de Chirurgie Dentaire, Nantes
INTRODUCTION
En chirurgie de reconstruction orthopédique ou maxillo-faciale, face à un défaut osseux, le
chirurgien peut avoir recours soit à des greffes (auto, allo, xénogreffes), soit à des matériaux de
substitution. Cependant, en cas de greffe, des inconvénients tels que les risques de rejet doivent être
pris en compte.
Avec l’utilisation des biomatériaux de substitution (suspensions ou ciments phosphocalciques de
phosphates de calcium), la reconstitution des lésions osseuses a connu un essor considérable 1-5. Ces
composés ont permis de limiter les problèmes d’intolérance posés par les greffes osseuses. Utilisés en
chirurgie humaine, ils ont pour vocation d’interagir avec les systèmes biologiques afin de restaurer ou
d’améliorer leur performance. Pour éviter tout phénomène de rejet par l’organisme, ces biomatériaux
doivent être avant tout biocompatibles. De plus, ils doivent satisfaire à des propriétés physicochimiques appropriées au site d’implantation, c’est-à-dire des propriétés plus proches possibles de
celles du tissu osseux ou du moins correspondant à l’emploi que l’on attend d’eux.
Les matériaux injectables à usage biomédical présentent des caractères communs (composition et
propriétés physiques) avec des matériaux industriels, tels les ciments, les barbotines et les
céramiques. Ces similitudes suggèrent d’utiliser les concepts et technologies déjà bien établis dans les
industries cimentières et céramiques pour développer de nouveaux biomatériaux. L’objectif de cette
communication est de définir les caractères généraux des matériaux injectables, de montrer comment
ces caractères sont influencés par la nature et les caractéristiques de leurs constituants, et enfin
d’indiquer les voies ouvertes par les manipulations de ces caractéristiques pour la conception et le
développement de nouveaux biomatériaux injectables.
FONCTIONS ET CARACTÈRES
D’UN BIOMATÉRIAU OSSEUX INJECTABLE
La conception d’un nouveau biomatériau injectable nécessite d’abord la définition précise de ses
fonctions. Celles-ci devront être traduites en termes de propriétés physiques, chimiques et biologiques
souhaitées pour le matériau considéré. La tâche de l’ingénieur sera alors de chercher les meilleures
combinaisons possibles de ces matières et d’optimiser leurs conditions de mise en forme. Un biomatériau
injectable peut répondre à divers besoins cliniques, tels que le comblement temporaire ou définitif d’un
défaut osseux, le renforcement de l’os, la reconstitution du tissu osseux, ou encore l’introduction de
substances médicamenteuses. Il est souhaitable que plusieurs de ces fonctions soient remplies par un seul
matériau. La biofonctionnalité du matériau est assurée par un ensemble de caractères physiques et
chimiques du matériau en place, tels que la porosité, les propriétés mécaniques, réactivité chimique
(solubilité, résorption in vivo) et ostéogénicité (aptitude à favoriser la repousse osseuse).
76
I. KHAIROUN, P. WEISS,
G. DACULSI, A. JEAN & J-M BOULER
Biomatériaux injectables :
rhéologie et applications odontologiques en site osseux
CONSTITUANTS DES BIOMATÉRIAUX INJECTABLES
Les matériaux injectables sont en général composés d’une charge minérale dispersée dans un
solvant (eau ou solvant organique) ; on y ajoute diverses substances, le plus souvent organiques
(surfactants, liant et plastifiant), afin de contrôler la stabilité, la consistance et les propriétés
mécaniques finales du mélange.
charge minérale : c’est le constituant principal du matériau. Sa nature chimique dépend de
l’application envisagée : si la repousse osseuse est souhaitée, les orthophosphates de calcium seront
généralement indiqués. La charge minérale est caractérisée par sa microstructure, qui comprend la
morphologie des grains et leur granulométrie : celle-ci pourra affecter de manière déterminante
l’injectabilité et les propriétés finales du matériau.
phase liquide vectrice : elle sert de véhicule à la charge minérale pendant l’injection, et confère au
matériau la fluidité nécessaire. Dans le cas de ciments phosphocalciques, la phase liquide joue le rôle
de milieu réactionnel permettant la dissolution (lente ou rapide) des réactifs de départ, jusqu’à
sursaturation de la solution en produit intermédiaire ou final, moins soluble que les réactifs de
départ, qui va précipiter.
RHÉOLOGIE DES MATÉRIAUX INJECTABLES
La rhéologie est la science qui s’intéresse aux déformations de la matière sous l’effet de contraintes
mécaniques. Des caractères tels que la fluidité, la viscosité, la plasticité et le seuil de déformation
plastique des matériaux relèvent de la rhéologie. Pour pouvoir être injecté ou moulé, un matériau
doit présenter un comportement rhéologique adéquat, qui dépendra de nombreux facteurs tels que
le rapport solide / liquide, la composition du liquide (nature du solvant, concentration en liants et
surfactants), mais aussi des caractéristiques géométriques des particules en suspension (morphologie,
granulométrie) 6-7. D’une manière générale, le comportement rhéologique d’un mélange poudreliquide varie en fonction de la quantité de liquide ajouté. Pour des volumes liquides faibles, le
mélange ne présente aucune cohésion ; à partir d’un certain volume, appelé limite plastique, le
mélange devient cohérent, et se déforme plastiquement au-delà d’un certain seuil de contrainte
(consistance de la pâte à modeler) ; au-delà de cette limite, l’augmentation du volume de liquide
assoupli progressivement la pâte, jusqu’à ce qu’elle prenne la consistance d’un fluide : on atteint alors
la limite liquide du matériau. Les limites plastique et liquide, ainsi que l’intervalle de plasticité sont
les caractéristiques importantes d’un système poudre-liquide. Elles sont très sensibles aux
caractéristiques géométriques de la poudre et à son interaction avec le milieu dispersant.
CONCLUSION
Le développement de nouveaux biomatériaux injectables est un processus complexe. Le
comportement et les propriétés finales d’un tel matériau résultent de l’interaction de nombreux
facteurs physiques et chimiques : il est difficile de les optimiser sans une connaissance profonde des
phénomènes mis en jeu. Les matériaux injectables présentent une grande variété de comportements,
modifiables en jouant sur les caractéristiques physiques et chimiques de leurs constituants de base,
sur leurs proportions et sur les conditions de leur mise en œuvre. La mise au point de biomatériaux
injectables répondant à un cahier des charges précis paraît donc faisable sur base des connaissances
et des techniques disponibles.
77
Biomatériaux injectables :
rhéologie et applications odontologiques en site osseux
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78
Caractérisation et efficacité de trois lampes
à polymériser
M. CATTANI-LORENTE (1), P. PAYOT (2), C. GODIN (1),
S. BOUILLAGUET (1), J. FORCHELET (2) & J-M. MEYER (1)
(1) Ecole de Médecine Dentaire, Université de Genève
(2) EI.VD, Yverdon-les-Bains, Suisse
INTRODUCTION
La réaction de polymérisation de la plupart des résines composites est activée par la lumière.
L’efficacité de polymérisation est mesurée par le degré de conversion monomère-polymère (DC) [1,2].
L’obtention d’un DC élevé est recherchée, car il existe une corrélation entre ce paramètre et les
propriétés mécaniques du composite [3]. Le DC dépend principalement du photo-initiateur et de son
efficacité à générer des espèces réactives. La camphroquinone (CQ) est l’initiateur le plus souvent
utilisé. Elle peut être employée seule ou combinée à d’autres diones telles que la phénylpropanedione
(PPD) ou la butanedione (BD) [4]. Ces molécules absorbent la lumière à des longueurs d’onde
différentes. Le maximum du pic d’absorption se situe à 468 nm pour la CQ, à 393 nm pour la PPD et
à 418 nm pour la BD. Pour activer ces molécules, il faut donc leur fournir de l’énergie lumineuse dans
un domaine de longueur d’onde déterminé. C’est pourquoi les caractéristiques de la source
lumineuse influencent l’étendue la réaction de polymérisation des résines composites.
L’objectif de cette étude était de caractériser trois sources de lumière et de comparer leur efficacité à
polymériser une résine composite. Pour caractériser les sources, l’éclairement énergétique
Ee (mW/cm2) a été mesuré. Afin de comparer l’efficacité des lampes, la profondeur de polymérisation
et la dureté d’un composite ont été mesurées.
Les lampes testées étaient : l’ARC plasma Flipo (Lokki), l’halogène Elipar Trilight (3M-ESPE) et la DEL
Elipar Freelight (3M-ESPE).
L’éclairement énergétique Ee a été mesuré en utilisant un spectrophotomètre à fibre optique (Avantes
AVS-USB2000). Deux types de mesures ont été effectués. D’abord, l’éclairement énergétique a été
enregistré pour chaque longueur d’onde dans l’intervalle compris entre 350 nm et 600 nm, afin
d’obtenir les spectres d’émission des lampes. Ensuite des valeurs globales Ee ont été mesurées pour
deux domaines de longueur d’onde : 1) de 350 nm à 600 nm et 2) de 450 nm à 490 nm. Toutes les
mesures optiques ont été effectuées dans une chambre noire. Les différentes sources lumineuses ont
été placées sur un banc optique faisant face au détecteur du spectrophotomètre. La distance entre la
source et le détecteur variait entre 5.2 et 20 cm. Le calibrage du spectrophotomètre a été vérifié en
utilisant une source de sodium standard.
Des échantillons cylindriques de 4 mm de diamètre et 4 mm de hauteur en composite Surefil
(DeTrey/Dentsply) ont été polymérisés dans un moule en PVC opaque. La polymérisation a été
effectuée avec des temps d’exposition de 10 s, 20 s et 40 s pour les lampes halogène et DEL et de 1 s,
2 s, 3 s, 5 s et 10 s pour la lampe ARC Plasma. La profondeur de polymérisation Dp a été mesurée avec
un micromètre, après avoir éliminé le composite non-polymérisé. Trois échantillons ont été mesurés
pour chaque condition expérimentale. Les échantillons ont été ensuite sectionnés parallèlement à
l’axe principal, afin de mesurer la dureté à des profondeurs comprises entre 0 mm et 4 mm. La dureté
Vickers a été mesurée avec un micro-duromètre Hauser. Pour chaque mesure, cinq indentations ont
été effectuées en appliquant une masse de 500 gr.
79
M. CATTANI-LORENTE, P. PAYOT, C. GODIN,
S. BOUILLAGUET, J. FORCHELET & J-M. MEYER
Caractérisation et efficacité de trois lampes à polymériser
RÉSULTATS
Les spectres d’émission des lampes, mesurés à 5,2 cm de la source, sont présentés dans la figure 1.
À partir des valeurs globales Ee mesurées à différentes distances de la source, le flux énergétique émis
I (W) a été calculé en utilisant l’équation Ee= I/d2 (eq. 1). Pour chaque lampe, la valeur Ee au contact
a été calculée en divisant le flux énergétique I par la surface du guide d’onde de la lampe. Ces valeurs
sont données dans la tableau 1 pour les deux intervalles de longueur d’onde sélectionnés. Les valeurs
Ee[350-600] ont été comparées avec les valeurs fournies par les fabricants (Ee*). Selon le type de
lampe, des différences ont été observées. L’énergie E émise par les sources a été calculée en utilisant
l’équation E= I.t (eq. 2). Les valeurs d’énergie sont données dans la tableau 2 pour les deux
intervalles sélectionnés.
L’épaisseur polymérisée Dp est donnée dans la tableau 2, pour chaque condition expérimentale.
L’épaisseur maximum polymérisée (~4mm) a été obtenue après une illumination de 10 s avec la
lampe ARC plasma et de 20 s avec les lampes halogènes et DEL. La dureté du composite diminue en
fonction de l’épaisseur de l’échantillon et du temps d’exposition (Figure 2). Sur une épaisseur de
~1mm, une dureté comparable a été mesurée quel que soit le temps d’exposition et la source
lumineuse utilisée.
Ee (450-490)
544
297
151
ARC Plasma
Halogène
DEL
Ee (350-600)
1 330
818
177
Ee*
1 600
800
400
Tableau 1 : Valeurs calculées de l’éclairement énergétique Ee (mW/cm2) au contact
avec les lampes pour les deux domaines de longueur d’onde sélectionnés.
Ee* correspond aux valeurs fournies par les fabricants.
ARC Plasma
halogène
DEL
t (s)
1
2
3
5
10
10
20
40
10
20
40
E [350-600] (J)
0.54
1.07
1.61
2.68
5.37
3.1
6.2
12.4
0.75
1.49
2.99
E [450-490] (J)
0.23
0.47
0.7
1.17
2.34
1.39
2.79
5.58
0.65
1.3
2.6
Dp (mm)
2.19 (0.01) a, b
2.34 (0.02) b
2.79 (0.11) c
3.04 (0.16) d
4.17 (0.01) g
3.58 (0.14) f
4.15 (0.02) g
4.17 (0.01) g
3.36 (0.08) e
4.05 (0.02) g
4.17 (0.01) g
Tableau 2 : Énergie (J) émise dans les intervalles de longueur d’onde sélectionnés et
profondeur de polymérisation Dp (mm) pour chaque condition d’exposition.
Une analyse de variance (p<0.05) montre que les valeurs Dp marquées avec la même lettre ne sont pas de différentes.
80
Figure 1 : Spectres des sources lumineuses.
L’éclairement énergétique pour chaque longueur d’onde entre 350 nm et 600 nm a été mesuré à 5,2 cm de distance.
À cette distance, la valeur Ee globale mesurée dans l’intervalle entre 350 et 600 nm est de 20 mW/cm2
pour la lampe ARC plasma, de 12 mW/cm2 pour la lampe halogène et de 2,8 mW/cm2 pour la lampe DEL.
Cette valeur correspond à la surface sous la courbe du spectre lumineux.
81
Figure 2 : Dureté [HVN] en fonction de l’épaisseur (mm).
a) lampe ARC Plasma
b) lampe halogène
c) lampe DEL
82
DISCUSSION
Pour caractériser les sources lumineuses, nous avons choisi de mesurer l’éclairement énergétique
Ee, qui représente la densité de flux énergétique reçu par une surface unitaire. Idéalement Ee aurait
dû être mesurée en contact direct avec la source lumineuse. Pour éviter la saturation du détecteur du
spectrophotomètre (4 MW/cm2), nous avons opté pour des mesures à distance. La loi de la distance au
carré (eq 1) définit la relation entre l’éclairement énergétique d’une source ponctuelle et la distance
à laquelle la mesure est effectuée. Dans ce travail, la distance minimum a été calculée de manière à
ce qu’elle soit supérieure à 5 fois le diamètre de la source. Dans ces conditions, les sources peuvent
être considérées comme ponctuelles et l’équation 1 peut être appliquée pour calculer la puissance ou
flux énergétique I de la lampe.
À partir du flux énergétique, les valeurs Ee au contact avec la lampe ont été calculées. Pour la lampe
DEL, une différence importante entre la valeur donnée par le fabricant et la valeur calculée Ee(350600) a été observée. Cette divergence n’a pas pu être expliquée de manière satisfaisante. Cependant,
le flux énergétique obtenu pour cette lampe est du même ordre de grandeur que ceux mesurés par
Parr et Rueggeberg [5] pour d’autres sources DEL commerciales. Dans ce travail, les mêmes conditions
expérimentales ont été utilisées pour caractériser les trois sources lumineuses, par conséquent une
comparaison entre les paramètres mesurés est possible.
Cook [6] a montré que l’épaisseur polymérisée dépend de l’intensité de la lumière incidente, et du
temps d’exposition. Pour chaque condition expérimentale, l’énergie E émise par les sources
lumineuses a été calculée (eq 2). Deux intervalles de longueur d’onde λ différents ont été considérés.
Le premier couvre la totalité des spectres d’émission (350-600 nm). Le deuxième (450-490 nm)
correspond au domaine de longueur d’onde où la camphroquinone absorbe plus efficacement la
lumière [7]. Le rapport entre E450-490 et l’énergie totale E350-600 est de 85 % pour la lampe DEL, 41 %
pour la lampe ARC plasma et 36 % pour la lampe halogène. Une relation a été établie entre la
profondeur maximum polymérisée Dp et l’énergie : Dp = a [1-exp(-b Eλ)]. Lorsque l’énergie émise
dans l’intervalle 450-490 nm est considérée, il existe une bonne corrélation entre ces deux paramètres
(a : 4.06 ; b : 2.08 ; r : 0.88 et se : 0.38). Ceci indique que l’épaisseur de composite polymérisé dépend
de la quantité d’énergie absorbée par l’initiateur, plutôt que de l’énergie totale émise par la source
lumineuse. En utilisant cette relation, on peut calculer l’énergie nécessaire pour obtenir une
profondeur de polymérisation de 4 mm, qui est de 2.03 (J). Cette valeur serait obtenue avec un temps
d’exposition lumineux d’environ 9 s avec la lampe ARC Plasma, de 15 s avec la lampe halogène et 31 s
avec la lampe DEL.
CONCLUSIONS
Lorsqu’on évalue l’efficacité d’une lampe à polymériser, il faut considérer la quantité d’énergie
absorbée par le photo-initiateur. Cette quantité d’énergie représente une fraction de l’énergie totale
émise. Dans le cas où la camphroquinone serait utilisée pour activer la réaction de polymérisation, le
rapport entre l’énergie absorbée et l’énergie émise est beaucoup plus favorable pour la lampe DEL.
L’énergie émise par une source lumineuse dépend simultanément de la puissance de la source et
du temps d’exposition à la lumière. La lampe DEL est moins puissante que les lampes halogène et ARC
Plasma. C’est pourquoi pour obtenir la même profondeur de polymérisation, un temps d’illumination
plus élevé est nécessaire avec cette lampe.
83
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resins.Methods comparison. J Dent Res 63 : 1093-1095 (1984)
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84
Intérêt du Mode de Photopolymérisation
Exponentiel sur les Contraintes de
Réticulation de Résines Composites
C. CHARTON (1), C. G’SELL (1) & M. PANIGHI (1)
(1) Laboratoire de Physique des Matériaux - Nancy UMR CNRS 7556
INTRODUCTION
Dès les années 70, BRANNSTRÖM (1) a montré que la perte d'étanchéité interfaciale semblait plus
nocive pour le complexe dentino-pulpaire que la nature éventuellement toxique du matériau
résineux lui-même. Cette intégrité interfaciale est intimement liée à la contraction de réticulation,
mais, lors d'un collage efficace, cette contraction prend la forme de contraintes susceptibles de
séparer le composite des parois cavitaires. Pour certains auteurs (2), ces contraintes sont au cœur de
la problématique interfaciale.
On a donc cherché à diminuer ces contraintes par différents moyens et en particulier en contrôlant
le mode de réticulation. En outre, il semblerait que la photopolymérisation séquentielle ("soft-start
polymerization"), qui correspond à une augmentation graduelle de l'intensité lumineuse sur les
premières secondes d'irradiation, pourrait limiter ces contraintes en laissant au réseau matriciel plus
de temps pour d'établir sa relaxation visco-élastique (3).
OBJECTIFS
L'objectif de cette étude est tout d'abord de mettre au point un système de mesure in vitro des
contraintes de contraction de polymérisation dans une géométrie confinée. Puis d'évaluer l'effet d'un
nouveau mode de photopolymérisation séquentiel - la photopolymérisation exponentielle ("ramped
photopolymerization") - sur les contraintes de contraction de sept produits commerciaux : Solitaire1,
Solitaire21, Renew2, Aelitefil2, Tetric Ceram3, Z1004 et AP-X5. En comparant deux modes
d'exposition, on observe s'il existe des différences entre les contraintes de contraction de chacun des
produits testés. Dans le but d'évaluer l'effet d'échauffement imposé par la lampe à photopolymériser,
l'analyse des contraintes de dilatation / contraction thermique des mêmes matériaux polymérisés,
sous des modes identiques d'insolation, a également été réalisée.
MÉTHODES EXPÉRIMENTALES
Une machine d'essais mécaniques enregistre, pendant 400 secondes, les contraintes de
contraction de cylindres de composites (∆ = 6 mm ; h = 2 mm ; C = 1,5) sous deux modes
d'irradiation :
- Standard 60s (800 mW/cm-2).
- Exponentiel 60s (150 mW/cm-2 de 1 à 15 secondes, puis 800 mW/cm-2 au-delà).
Cinq essais sont réalisés pour chaque mode d'insolation. À partir de diagrammes
contrainte/temps, on calcule les valeurs suivantes :
1 HERAEUS KULZER (Heraeus kulzer Inc, Wehrheim, Allemagne
2 BISCO (Itasca, Illinois 60143, USA)
3 VIVADENT (Vivadent Ets, FL – 9494 Schaan, Liechtenstein)
4 3M (Saint Paul, Minnesota 55101, USA)
5 KURARAY (Kuraray Compagny, 530-8611 Osaka, Japon)
85
Intérêt du Mode de Photopolymérisation Exponentiel sur les Contraintes
de Réticulation de Résines Composites
• de polymérisation post-gel (VPP).
• de contraction maximum (CCM).
• de dilatation thermique maximum (CDTM).
Un test-T de STUDENT multiple pour échantillons indépendants de Bonferroni (a<0,05) a permis
d'évaluer l'influence des matériaux sur les résultats. L'influence globale du mode d'irradiation sur les
résultats a été calculée par un test t de STUDENT pour deux séries appariées (a<0,05). Enfin, un test
de corrélation simple (a<0,05) est mis en place pour établir si VPP et CDTM influencent les CCM.
RÉSULTATS
- Quel que soit le mode d'insolation, les CCM maximums sont enregistrées pour Aelitefil et Solitaire
qui sont significativement plus élevées que celles de Renew et de Solitaire2. AP-X et Z100 montrent
les valeurs de contraintes les plus faibles.
- Pour tous les produits, le mode Exponentiel diminue les vitesses de polymérisation et les CCM de
façon statistiquement significatives.
- Il n'y a pas de corrélation entre VPP, CDTM et CCM.
- Solitaire montre une réticulation incomplète dès le mode Standard 60s.
DISCUSSION
Les matériaux émettant des contraintes de contraction faibles sont les plus chargés, les plus rigides
et les plus stables en contraction volumique. Le mode de photopolymérisation Exponentiel diminue
sensiblement les contraintes de contraction car il optimiserait les propriétés de relaxation
viscoélastique du réseau (3). Cependant, les valeurs de contraintes de contraction sont essentiellement
liées au ratio matrice / charge (4) mais aussi à la composition de la matrice. Sa souplesse (grâce à
l'adjonction de diluants à chaînes longues et flexibles comme le TEGDMA par exemple) améliore les
propriétés visco-élastiques du matériau donc l'évacuation des contraintes. Les monomères
tétrafonctionnels de haut poids moléculaire (bis-GMA et UDMA) au squelette volumineux et à la
flexibilité limitée augmentent la compacité des structures formées et réduisent la mobilité
moléculaire. Ils engendreraient des contraintes plus fortes à cause de capacités de relaxation
viscoélastique limitées.
Le secret de la diminution effective des contraintes de contraction réside dans le contrôle de la
chimie du matériau et non de sa vitesse de réticulation (5).
CONCLUSIONS – PERSPECTIVE
Les contraintes de contraction peuvent être diminuées de façon extrinsèque en améliorant les
capacités de relaxation viscoélastique du réseau pendant la réticulation à l’aide d’une
photopolymérisation séquentielle ou en réduisant la concentration en agent initiateur / agent
réducteur (6). Cependant, il nous paraît primordial d'insister sur le fait que le moyen le plus efficace
pour diminuer ces contraintes et améliorer l'étanchéité interfaciale des résines composites, est
d'opérer un choix raisonné de la composition du produit, notamment en ce qui concerne le taux de
charges qui doit être le plus élevé possible et aussi la chimie de la matrice (adjonction de monomères
à chaîne longue et souple, de solvant ou de diluants réactifs ; limitation de la proportion de
monomères plurifonctionnels) en respectant les impératifs de biocompatibilité et de résistance
mécanique.
86
Intérêt du Mode de Photopolymérisation Exponentiel sur les Contraintes
de Réticulation de Résines Composites
Dans le futur, il nous semble nécessaire d'envisager le développement d'autres voies de
recherches :
- travailler en spectrométrie de relaxation mécanique pour évaluer les capacités viscoélastiques
des matériaux.
- réaliser des essais sur des matériaux dont le ratio matrice / charge en poids est identique mais
dans lesquels :
• la forme et le volume des charges sont différents, ce qui permet une analyse de l'influence
des charges sur les contraintes de contraction.
• le type et la proportion de monomères sont différents, ce qui permet une analyse de
l'influence de la matrice sur les contraintes de contraction.
- travailler avec une cellule de force plus adaptée aux contraintes faibles enregistrées dans le cadre
de notre étude (cellule de force de 1 kN).
- rechercher un meilleur contrôle du protocole expérimental et en même temps évaluer l'effet de
la température sur les contraintes de contraction, par des expérimentations en chambre
thermostatée.
- mesurer le degré de conversion par spectroscopie infrarouge à transformée de Fourrier
parallèlement à chaque mode d'insolation pour contrôler si le taux de réticulation est identique entre
chaque produit.
1 BRÄNNSTRÖM M., ASTRÖM A.
The hydrodynamics of the dentin : its possible relationship to dentinal pain.
Int. Dent., 1972, 22 : 219-227.
2 DAVIDSON C.L., FEILZER A.J.
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6 UNO S., ASMUSSEN E.
Marginal adaptation of a restaurative resin polymerized at reduced rate.Scand. J. Dent. Res., 1991, 99 : 440-444.
87
Évaluation de l'efficacité de la
photopolymérisation led de 2 matériaux
composites
B. PELISSIER (1), E. CASTANY (1), N. DE SOUFFRON (2) & F. DURET (3)
(1) UFR d'Ondotologie de Montpellier I,
(2) Ingénieur des Mines d'Alès,
(3) Nippon Dental University, Niigata, Japon
INTRODUCTION
Actuellement, il est nécessaire de restaurer une cavité couche par couche avec des incréments
toujours inférieurs à 2 mm d'épaisseur pour une lampe halogène et des incréments de 1 mm
d'épaisseur pour une lampe type plasma (1, 2, 6, 7, 9, 12). L'intérêt de la technique de stratification
est de permettre, à chaque apport successif de composite, une polymérisation complémentaire de la
couche précédente. L’évolution de la technologie LED (3, 4, 8, 10, 13) montre des résultats de dureté
intéressants avec des mesures de dureté voisines des lampes halogènes. La lampe GC-e-light® permet
même d’obtenir des valeurs plus homogènes en profondeur (11). Cette étude a pour but d'évaluer la
microdureté (5) de 2 matériaux composites de restauration dentaire. Donc de connaître l'influence de
la photopolymérisation en profondeur utilisant des lampes à diodes électroluminescentes (LEDs).
Des échantillons (figure n°1) de Z100 MP® et de GC Unfil S® sous forme de pastilles de 8 mm de
diamètre et de différentes épaisseurs (1, 2 et 3 mm) ont été insolés avec 2 lampes à diodes
électroluminescentes (GC e-light® de GC et Aquablue® de Toesco) (photo n°1) (figure n°2) pendant 9
secondes à pleine puissance lumineuse. Les mesures de microdureté Knoop immédiate ont été
effectuées avec un microduromètre Leica VMHT 30 avec une charge de 50 grammes pendant 10
secondes. Les mesures ont été relevées sur le côté opposé à l'insolation à différents points suivant un
diamètre (0,5 mm ; 2 mm ; 4 mm ; 6 mm ; 7,5 mm) et ceci à différentes épaisseurs (1 ; 2 ; 3 mm). 5
pastilles par matériau ont été réalisées pour chaque épaisseur lors des relevés des mesures de
microdureté Knoop.
Figure 1 : échantillon de composite et points de mesure de dureté Knoop
88
B. PELISSIER, E. CASTANY,
N. DE SOUFFRON & F. DURET
Évaluation de l'efficacité de la photopolymérisation led
de 2 matériaux composites
Photo n°1 : Lampes LEDs
Figure 2 : Spectres d’émission des 2 lampes LED utilisées
89
REPRÉSENTATION DE LA DURETÉ D’UN VOLUME DE
MATÉRIAU COMPOSITE DURCI PAR LES LAMPES LEDS (GC-ELIGHT® ET AQUA BLUE®) DE PHOTOPOLYMÉRISATION
Échelle de valeur Dureté Knoop Composite : GC Unifil S A4
90
Coupe centrale d’un échantillon
Figure n° 3 : Visualisation de la profondeur de polymérisation du GC unifil®
91
REPRÉSENTATION DE LA DURETÉ D’UN MATÉRIAU COMPOSITE
DURCI PAR LES LAMPES LEDS (GC-E-LIGHT® ET AQUA BLUE®)
DE PHOTOPOLYMÉRISATION
Échelle de valeur Dureté Knoop
Composite : 3M Z100 A3.5
Figure 4 : Visualisation de la profondeur de polymérisation du Z100MP®
Les deux matériaux montrent des différences de dureté entre eux, suivant les épaisseurs, les
lampes utilisées, et en fonction des mesures effectuées sur le diamètre des pastilles. Les résultats de
microdureté obtenus avec la lampe GC-e-light sont supérieurs en profondeur. Ils confirment les
résultats de nombreuses analyses qui montrent une meilleure homogénéité de polymérisation pour
cette lampe (figures 3 et 4)
En conclusion pour cette étude, nous remarquons que la dureté Knoop (12) est influencée par le
type de matériau et de son épaisseur mais aussi par la lampe LED utilisée.
92
1-COOK WD. Factors affecting the depth of cure of UV-polymeriezd composites. J. Dent. Res. 1980 May ; 59(5) : 800808
2-DE WALD J-P., FERACANE J-L. A comparison of four modes of evaluating depht of cure of light-activated composites.
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3-DUKE E. Light-emitting diodes in composite resin photo polymerisation. Oral health, 2002 Jan ; 92 (1) : 27-9
4-DUNN WJ, BUSH AC. À comparison of polymerization by light-emitting diode and halogen-based light-curing units.
J. Am Dent Assoc. 2002 Mar ; 133(3) :335-41
5-FERRACANE J-L. Correlation betwween hardness and degree of conversion during the setting reaction of unfilled
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6-FERRACANE J-L., ADAY P., MATSUMOTO H., MARKER VA. Relationship between shade and depth of cure for lightactivated dental composite resins. Dent. Mater. 1986 Apr ; 2(2) : 80-84.
7-JANDT KD, MILLS RW, BLACWELL GB, ASHWORTH SH. Depth of cure and compressive strenght of dental composites
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8-KURACHI C., TUBOY AM., MAGALHAES DV., BAGNATO VS. Hardness evaluation of a dental composite polymerized
with experimental LED-based devices. Dent. Mat. 2001 Jul ; 17(4) : 309-315.
9-MARAIS JT., DANNHEIMER MF., GERMISHUYS PJ., BORMAN JW. Depth of cure of light-cured composite resin with
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10-MILLS RW. Blue light emitting diodes : an alternative method of light-curing ? Br. Dent. J. 1995 ; 178 : 169 letter.
11-PELISSIER B. Influence du mode d’irradiation lumineuse sur le degré de polymérisation des biomatériaux
composites et dérivésThèse Doctorat d’Université, Montpellier, mars 2002
12-RUEGGEBERG FA., ERGLE JW., METTENBURG DJ. Polymerization depths of contemporary light-curing units using
microhardness. J. Esthet. Dent. 2000 ; 12(6) : 340-349
13-STAHL F., ASHWORTH SH., JANDT D., MILLS RW. Light-emitting diode (LED) polymerisation of dental composites :
flexural properties and polymerisation potential Biomater. 2000 ; 21 : 1379-1385.
93
Comparaison de la dureté knoop
de 2 matériaux composites avec 5 lampes
à diodes électroluminescentes
B. PELISSIER (1), E. CASTANY (1), N. DE SOUFFRON (2) & F. DURET (3)
(1) UFR d'Ondotologie de Montpellier I,
(2) Ingénieur des Mines d'Alès,
(3) Nippon Dental University, Niigata, Japon
INTRODUCTION
Jusqu’en 1998, les matériaux composites ont été polymérisés avec des lampes halogènes sans trop
de problèmes ; mais depuis, pour limiter les temps d’irradiation lumineuse, des lampes à hautes
énergies ont été développées ; ces lampes ont présenté de nombreux avantages, mais aussi certains
inconvénients (3, 8, 9). Des lampes à diodes électroluminescentes ont alors été introduites depuis
l’année 2000 et semblent être une alternative intéressante au processus classique de
photopolymérisation. Une LED émet dans le domaine du bleu de la lumière visible (spectre allant de
420 à 490 nm) (figure n°1), pratiquement centré sur le spectre d’absorption de la camphoroquinone.
Ces lampes n’ont pas de filtres, ce qui autorise une diminution de la puissance initiale. Mais il existe
de nombreuses différences de puissance entre les lampes LED mises sur le marché. La polymérisation
d’un composite varie en fonction de la lampe, de l’épaisseur et de la teinte du matériau, de la
technique de stratification. Compte tenu des données actuelles (1, 2, 5, 6, 7, 10), il nous a semblé
intéressant d’analyser et de comparer la polymérisation (4) de 2 matériaux composites de restauration
dentaire en utilisant 5 lampes à diodes électroluminescentes (LEDs).
Des échantillons (figure n°2) de Z100 MP® et de Spectrum TPH® sous forme de pastilles de 8 mm
de diamètre et d'une épaisseur de 2,5 mm ont été insolés avec 5 lampes à diodes
électroluminescentes (GC e-light® de GC, Aquablue® de Toesco, Freelight® de 3MESPE, Luxomax® de
Akeda et Cool Blu® de Oral hygien Center) pendant différents temps (7, 8, 9, 10 secondes) à pleine
puissance lumineuse. Les mesures de microdureté Knoop immédiate ont été effectuées avec un
microduromètre Leica VMHT 30 avec une charge de 50 grammes pendant 10 secondes. Les mesures
ont été relevées sur le côté opposé à l'insolation à différents points suivant un diamètre (0,5 mm ;
2 mm ; 4 mm ; 6 mm ; 7,5 mm). 5 pastilles par matériau et par temps d'insolation ont été réalisées
pour chaque lampe lors des relevés des mesures de microdureté Knoop immédiate.
94
Comparaison de la dureté knoop de 2 matériaux composites avec 5 lampes
Figure 1 : Spectres d’émission des différentes lampes LED utilisées
Figure 2 : échantillon de composite et points de mesure de dureté Knoop
Les moyennes des mesures de microdureté montrent des différences significatives entre les 5
lampes LEDs utilisées (figures n° 3 et 4) ; le Z100 MP® présente des mesures de microdureté
supérieures au Spectrum TPH®. Le temps de polymérisation permet l'augmentation de la dureté des
2 matériaux. Selon les lampes, l'augmentation se fait différemment. Les mesures montrent de
meilleurs résultats avec la lampe GC e-light® de GC.
En conclusion pour cette étude, nous remarquons que la dureté Knoop est influencée par le type
de matériau, le temps de polymérisation mais aussi par la lampe LED utilisée et surtout par sa
95
puissance. Les meilleurs résultats ont été obtenus avec la lampe GC-e-light® de GC. Cette nouvelle
technologie de lampes à photopolymériser semble bien adaptée au domaine de la dentisterie
restauratrice.
Figure n° 3 : duretés Knoop immédiates du Z100 MP en fonction des 5 lampes LEDs
et du temps d’irradiation
Figure 4 : duretés Knoop immédiates du Z100 MP en fonction des 5 lampes LEDs
et du temps d’irradiation
96
1-DUKE E. Light-emitting diodes in composite resin photo polymerisation. Oral health, 2002 Jan ; 92 (1) : 27-9
2-DUNN WJ, BUSH AC. À comparison of polymerization by light-emitting diode and halogen-based light-curing units.
J. Am Dent Assoc. 2002 Mar ; 133(3) :335-41
3-DURET F., PELISSIER B., CREVASSOL B. Mise au point sur la lampe à polymérisation ultra-rapide plasmatique : bilan
après 6 ans et mode d’emploi. Inf…Dent… 1999 ; 44 : 3547-3558.
4-FERRACANE J.-L. Correlation betwween hardness and degree of conversion during the setting reaction of unfilled
dental restorative resins J. Dent. Res.1985 ; 1: 11-14.
5-JANDT KD, MILLS RW, BLACWELL GB, ASHWORTH SH. Depth of cure and compressive strenght of dental composites
cured with blue lignt emitting diodes. Dent Mater 2000 ; 16 : 41-7
6-KURACHI C., TUBOY AM., MAGALHAES DV., BAGNATO VS. Hardness evaluation of a dental composite polymerized
with experimental LED-based devices. Dent. Mat. 2001 Jul ; 17(4) : 309-315.
7-MILLS RW. Blue light emitting diodes : an alternative method of light-curing ? Br. Dent. J. 1995 ; 178 : 169 letter.
8-PELISSIER B. Influence du mode d’irradiation lumineuse sur le degré de polymérisation des biomatériaux
composites et dérivés. Thèse Doctorat d’Université, Montpellier, mars 2002
9-PELISSIER B, TRAMINI P., CASTANY E. et DURET F. Restauration cosmétique directe par stratification et
polymérisation rapide plasmatique : approche clinique CDF, n°971-972, 10-17/02/2000 : 25-33.
10-STAHL F., ASHWORTH SH., JANDT D., MILLS RW. Light-emitting diode (LED) polymerisation of dental composites :
flexural properties and polymerisation potential Biomater. 2000 ; 21 : 1379-1385.
97
Influence de la polymérisation sur la dureté
et la résistance à la flexion de composites
dentaires
N. KAPRIELIAN (1), C. LAGNEAU (1), B. GROSGOGEAT (1),
N. ZYDOWICZ (2) & M. LISSAC (1)
(1) Laboratoire d’Etude des Interfaces et des Biofilms en Odontologie (EA 637)Faculté d’Odontologie de Lyon
(2) Laboratoire des Matériaux Polymères et des Biomatériaux (UMR 5627) –
Institut des Sciences et Techniques de l’Ingénieur de Lyon
RÉSUMÉ
Objectifs : Le propos de la présente étude est de comparer 2 propriétés mécaniques : la dureté et
la résistance en flexion de 3 composites hybrides (Tetric® Ceram, Z-100TM et Inten-S®) insolés soit avec
une lampe « plasma » à polymérisation rapide (Flipo®, LOKKI), soit avec une lampe halogène
conventionnelle (Astralis® 7, Vivadent).
Méthodes : Les échantillons ont été insolés selon la durée préconisée par les fabricants, 40
secondes avec l’Astralis® 7 et 3 secondes avec la Flipo®.
L’analyse de la dureté Vickers des matériaux est réalisée au moyen d’un microduremètre Shimadzu
avec une charge de 100 grammes pendant 30 secondes. Les mesures sont faites sur la face insolée et
sur la face non insolée, c’est-à-dire à 3 mm de profondeur.
Pour les tests de flexion 3 points réalisés sur une machine Adamel Lhomargy DY-34 avec une
vitesse de traverse de 0,1 mm/mn, les échantillons ont été préparés selon la norme ISO 4049.
Résultats : En ce qui concerne la face insolée, la dureté est identique quel que soit le type de
polymérisation pour l’Inten-S®, alors que l’on constate une dureté moindre pour le Tetric® Ceram et
le Z-100TM insolés par la lampe plasma.
Sur la face non insolée, les valeurs sont inférieures pour les composites polymérisés avec la lampe
rapide.
En ce qui concerne la résistance à la flexion, il n’y a pas de différence significative entre les 2
lampes pour le Z-100TM alors que l’on a une résistance à la flexion légèrement abaissée pour le
Tetric® Ceram et l’Inten-S® polymérisés avec la lampe plasma.
Conclusion : Les différences obtenues peuvent s’expliquer par la formulation du composite et par
le type de polymérisation. Et bien que la dureté reflète assez bien le taux de polymérisation, il paraît
nécessaire d’entreprendre des études complémentaires (évaluation de la contraction, taux de
monomères résiduels…) afin de valider ou non l’utilisation des lampes à plasma en odontologie
conservatrice.
Mots clés : Composites, Polymérisation, Propriétés mécaniques
98
N. KAPRIELIAN, C. LAGNEAU, B. GROSGOGEAT,
N. ZYDOWICZ & M. LISSAC
Influence de la polymérisation sur la dureté et la résistance
à la flexion de composites dentaires
INTRODUCTION
L’utilisation des résines composites est de plus en plus développée, notamment pour la réalisation
des restaurations en odontologie conservatrice. La photopolymérisation offre au praticien la
possibilité de figer ce type de matériau dans la forme souhaitée et représente déjà un progrès
considérable dans notre discipline. Cependant, nous sommes toujours à la recherche de nouveaux
moyens pour améliorer notre exercice quotidien. Ainsi, des lampes permettant une
photopolymérisation plus rapide sont récemment apparues sur le marché. Le fait de diminuer le
temps nécessaire à la photopolymérisation a permis notamment d’élargir le domaine d’utilisation des
composites photopolymérisables à d’autres spécialités telles que l’odontologie pédiatrique et
l’orthopédie dento-faciale. Cependant, au vu des premiers travaux présentés, la rapidité de prise
induite par la lumière peut s’avérer génératrice de contraintes brutales susceptibles de modifier les
propriétés de composites insolés.
Ce travail a pour but de comparer 2 propriétés mécaniques : la dureté et la résistance en flexion
de 3 composites (Tetric® Ceram, Z-100TM et Inten-S®) insolés soit avec une lampe « plasma » à
polymérisation rapide (Flipo®, Lokki) soit avec une lampe halogène conventionnelle (Astralis® 7,
Vivadent)
MATÉRIELS ET MÉTHODES
Matériaux
Au cours de cette étude, 3 résines composites microhybrides ont été sélectionnées :
• Tetric® Ceram (Ivoclar Vivadent) : composite hybride contenant 2 photoinitiateurs
(la camphoroquinone + X)
• Z-100TM (3M) : composite hybride contenant un seul photoinitiateur (la camphoroquinone)
• Inten-S® (Ivoclar Vivadent) : composite hybride contenant 2 photoinitiateurs
(la camphoroquinone + Y)
2 lampes à polymériser ont été utilisées :
• une lampe halogène : Astralis® 7 (Ivoclar Vivadent)
Mode HIP : 750 mW/cm2
Durée d’insolation : 40 secondes
• une lampe à plasma : Flipo® (Lokki)
Durée d’insolation : 3 secondes
Méthodologie
Tests de dureté Vickers
Les échantillons pour la réalisation des tests de dureté sont préparés dans des moules en téflon de
10 mm de longueur, de 4 mm de largeur et 3 mm de profondeur. Le fond du moule repose sur une
plaque de verre. Le composite, sous forme de capsule, est introduit au moyen d’un pistolet, puis
recouvert d’un ruban de mylar et irradié au travers d’une plaque de verre.
L’embout de la lampe est placé au centre du moule et l’échantillon est irradié. Les échantillons
sont conservés à l’étuve à 37°C dans de l’eau distillée.
La dureté Vickers est mesurée au moyen d’un microduremètre Shimadzu. Les échantillons sont
99
soumis à une charge de 100 grammes pendant 30 secondes. Les mesures sont réalisées au centre du
moule, sur la face insolée et sur la face non insolée c’est-à-dire à 3 mm de profondeur.
Pour chaque composite et chaque type de lampe, une série de 3 mesures sur chacun des 10
échantillons est effectuée.
Les valeurs mesurées sont exprimées en µm, puis transformées en valeurs de dureté Vickers (soit
des kg/mm2). Les résultats sont traités statistiquement par un test Anova non apparié.
Essais en flexion
Les échantillons sont réalisés dans des moules en téflon de longueur de 25 mm et 2 mm de largeur
et 2 mm de hauteur.
La mise en place du composite s’effectue comme précédemment.
L’embout de la lampe est placé au centre de l’échantillon qui est irradié. Les échantillons sont
gardés dans de l’eau distillée à 37°C pendant 24 heures. Les mesures sont réalisées sur une machine
Adamel Lhomargy DY 34. Les échantillons sont placés sur un appareil de flexion 3 points. La distance
qui sépare les supports parallèles est de 20 mm. La vitesse de la traverse est de 0,1 mm/min.
Pour chaque composite et chaque type de lampe, 10 échantillons sont réalisés. La résistance en
flexion et le module sont calculés selon la norme NF EN ISO 4049. Les résultats sont traités
statistiquement par un test Anova non apparié.
RESULTATS-DISCUSSION
Tests de dureté Vickers
Sur la face insolée, la dureté n’est statistiquement pas différente quel que soit le type de
polymérisation pour l’Inten-S®, alors qu’elle est moins élevée pour le Tetric® Ceram et le Z-100TM
insolés par la lampe à plasma (figure 1).
Figure 1 : Dureté Vickers selon le mode de polymérisation (face insolée)
Essais en flexion
En ce qui concerne la résistance à la flexion, il n’y a pas de différences significatives entre les 2
modes de polymérisation pour le Z-100TM. On a une résistance à la flexion légèrement abaissée pour
le Tetric® Ceram et l’Inten-S® polymérisés avec une lampe à plasma ce qui indique que les matériaux
étudiés sont un peu plus fragiles dans ce cas-là (figure 2).
100
Figure 2 : Contrainte : effet de 2 lampes (Flipo & Astralis 7) sur la polymérisation de différents
composites
CONCLUSION
Les différences obtenues peuvent s’expliquer par la formulation du composite et par le type de
polymérisation. Bien que les propriétés mécaniques reflètent assez bien le taux de polymérisation, il
paraît nécessaire d’entreprendre des études complémentaires (évaluation de la contraction, taux de
monomères résiduels…) afin de valider ou non l’utilisation des lampes à plasma en odontologie
conservatrice.
101
Étude au microscope électronique à balayage
de 2 adhésifs de 5e génération
J. BALLEYDIER (1), C. LAGNEAU (1), D. SEUX (2,3) & M. LISSAC (1)
(1) Laboratoire d’Etude des Interfaces et des Biofilms en Odontologie (EA 637)-Faculté d’Odontologie de Lyon
(2) Service d’Odontologie Conservatrice Endodontie-Lyon
(3) Laboratoire du Développement des Tissus Dentaires (EA 1892)-Faculté d’Odontologie de Lyon
RÉSUMÉ
Le but de notre étude est d’appliquer un protocole expérimental simple afin d’évaluer in vitro
l’adhésion amélaire et dentinaire de 2 systèmes adhésifs de 5ème génération : un adhésif classique
mono-flacon (Excite®) et un auto-mordançant (Prompt® L-Pop® ).
Des dents de sagesse extraites pour des raisons orthodontiques ont été conservées dans de la
chloramine T. Des cavités occlusales, d’une profondeur de 3 mm, ont été réalisées, sous spray d’eau,
à l’aide d’une fraise ronde diamantée. 2 adhésifs de 5ème génération, un conventionnel et un automordançant et leur composite respectif ont été testés :
- adhésif conventionnel : Excite® et le Tetric® Ceram (Vivadent)
- adhésif auto-mordançant : Prompt® L-Pop® et le Pertac® II Aplitip® (ESPE)
Ces 2 adhésifs ont été appliqués selon les recommandations du fabricant et ont été polymérisés
pendant 20 secondes avec une lampe halogène classique.
Des coupes longitudinales ont été effectuées à hauteur du sillon central. Les interfaces obtenues
ont été polies mécaniquement à l’aide de disques abrasifs de granulométrie décroissante (80, 400 et
800 grits) et nettoyées à l’acide pendant 15 secondes. Après déshydratation à l’alcool, les coupes sont
métallisées et observées au microscope électronique à balayage.
Avec l’adhésif Excite®, adhésif mono-flacon avec mordançage préalable, nous avons observé
une adhésion optimale avec création d’une couche hybride et digitations résineuses intratubulaires.
Avec l’adhésif auto-mordançant, Prompt® L-Pop® , nous avons observé une adhésion amélaire de
bonne qualité, des fractures adhésives essentiellement au niveau du joint composite-couche hybride
en fond de cavité. L’adhésif est cependant relativement adhérent sur la dentine bien que la résine ne
pénètre pas suffisamment dans les tubuli dentinaires ouverts.
Mots clés : Adhésifs, Dentine, Couche hybride, Microscopie électronique à balayage
INTRODUCTION
La possibilité de coller un matériau aux tissus dentaires a profondément changé les concepts de
l’odontologie conservatrice. Les techniques modernes de dentisterie adhésive permettent aux
praticiens d’éliminer les tissus carieux sans toucher aux tissus sains sous-jacents.
L’adhésion à la dent implique l’adhésion à 2 structures de nature fondamentalement différente.
Les matériaux peuvent facilement être collés à l’émail, grâce à une résine fluide photo-polymérisable.
La qualité du collage à l’émail dépend principalement de la qualité du traitement acide effectué. Une
102
Étude au microscope électronique à balayage de 2 adhésifs
de 5e génération
surface micro-rétentive est obtenue. Le collage à l’émail est résistant, fiable, durable et permet une
étanchéité excellente. Par contre, les mécanismes d’adhésion à la dentine font encore l’objet de
nombreuses recherches.
Actuellement, 5 générations de systèmes adhésifs ont été recensées sur le marché dentaire. On
retrouve dans cette dernière génération 2 types d’adhésifs :
Les adhésifs mono-composants regroupent dans un même flacon le primaire d’adhésion et la
résine adhésive mélangés dans un solvant organique qui est généralement de l’alcool, de l’acétone ou
de l’eau. Cette étape est précédée de l’application du gel de mordançage.
Les adhésifs auto-mordançants sont constitués d’un seul et même produit de faible pH qui
contient de quoi déminéraliser la dentine en surface puis l’infiltrer, afin finalement, de copolymériser avec les composites. Ces systèmes sont basés sur l’infiltration et la modification de la
smear layer par des monomères acides.
Cette étude a pour objectif d’appliquer un protocole expérimental simple permettant de comparer
in vitro l’adhésion amélaire et dentinaire de 2 adhésifs de 5ème génération : un mono-composant et
un auto-mordançant.
Matériaux
Dans cette étude, nous avons étudié 2 adhésifs de 5ème génération :
• adhésif mono-composant : Excite® de Vivadent
• adhésif auto-mordançant : Prompt® L-Pop® d’ESPE
Nous avons employé le composite correspondant au système adhésif utilisé selon les
recommandations du fabricant : c’est-à-dire Tetric® Ceram pour Excite® de Vivadent et PERTAC® II
Aplitip® pour Prompt® L-Pop® d’ESPE.
Méthodologie
Les dents choisies sont des dents de sagesse indemnes de caries. Immédiatement après leur
extraction, elles sont conservées à 4°C dans une solution de chloramine T à 1 %. Des cavités occlusales,
de 3 mm de profondeur à partir du fond du sillon central, sont réalisées sous spray d’eau à l’aide
d’une fraise ronde diamantée. Les 2 adhésifs ont été appliqués selon les recommandations du
fabricant et ont été polymérisés pendant 20 secondes avec une lampe halogène classique. Les
composites ont été appliqués en 2 couches successives de 1,5 mm chacunes et photo-polymérisées à
chaque fois durant 40 secondes. Les dents sont sectionnées longitudinalement au niveau du sillon
central à l’aide d’une tronçonneuse de précision équipée d’un disque diamanté. Les coupes sont
effectuées à faible vitesse de rotation et sous irrigation constante d’alcool à 70°C. Les interfaces sont
ensuite polies à l’aide de disques abrasifs de granulométrie décroissante (80, 400 et 800 grits) et
rincées dans un bain d’alcool à 70°. Les échantillons, après polissage, ont subi un nettoyage à l’acide
sur toute la section à observer de façon à éliminer les débris de coupe. Les sections dentaires sont
ensuite rincées à l’eau, déshydratées à l’alcool 70° avant d’être observées au microscope électronique
à balayage.
103
de 5e génération
RÉSULTATS ET DISCUSSION
Avec le système adhésif Excite®, nous avons pu constater une bonne adhésion sur l’ensemble de
la cavité (photo 1a). Au niveau de la jonction émail-dentine-adhésif (paroi verticale de la cavité),
l’adhésion se poursuit entre l’émail et la dentine sans interruption notable (photo 1b). En effet, le
collage amélaire apparaît de bonne qualité faisant intervenir une adhésion micromécanique grâce au
mordançage à l’acide orthophosphorique à 37 % (photo 1c). Dans cette même zone, l’adhésion
dentinaire ne montre pas d’interruption et laisse apparaître une couche hybride continue (photo 1d).
En fond de cavité, nous avons observé une bonne adhésion du composite à la dentine avec une
absence de hiatus entre le composite et la dentine (photo 1e). La lumière des tubuli dentinaires est
nettement visible signifiant une action efficace du mordançage. Dans ces orifices dentinaires, des
brides de résine se forment et contribuent à la réalisation du joint dentinaire. La couche hybride fait
le lien entre le composite et la dentine (photo 1f).
Avec le Prompt® L-Pop®, l’interface composite-dentine apparaît plus irrégulière avec notamment
l’apparition de zones de non adhésion ou hiatus (photo 2a). Elles se situent principalement au niveau
du fond de cavité. Au niveau de la jonction émail-dentine-adhésif, on constate une discontinuité de
l’adhésion lorsque l’on passe de l’émail à la dentine (photo 2b). L’adhésion amélaire semble correcte
avec un micro-relief qui signe l’action des agents de mordançage contenus dans le produit adhésif
(photo 2c). L’adhésion dentine-adhésif existe avec formation d’une couche hybride acido-résistante
recouvrant les tubuli dentinaires. Cependant, une fracture adhésive est nettement visualisable entre
le composite et l’adhésif (photo 2d). La couche hybride est adhérente à la dentine mais on peut noter
un hiatus entre la couche hybride et le composite notamment en fond de cavité (photos 2e et 2f).
CONCLUSION
Cette méthodologie simplifiée nous a permis de comparer l’adhésion aux tissus dentaires de 2
adhésifs de 5ème génération.
Dans notre étude, au niveau amélaire, l’agent mordançant du Prompt® L-Pop® semble être aussi
efficace que l’acide orthophosphorique : avec les 2 systèmes adhésifs, nous avons observé une bonne
adhésion. Au niveau dentinaire, nous avons observé une adhésion satisfaisante avec formation d’une
couche hybride et des tags de résine avec l’adhésif mono-composant (Excite“). Cependant, avec
l’adhésif " tout en un ", le Prompt® L-Pop®, nous avons pu déplorer une adhésion de qualité moindre
(fracture adhésive) au niveau adhésif-composite. Il semblerait donc qu’il y ait plus de problème au
niveau de l’adhésion au composite qu’au niveau de l’adhésion dentinaire.
104
de 5e génération
Figures 1a à 1d: Étude au microscope électronique à balayage avec le système adhésif Excite®
105
de 5e génération
Figures 1e à 1f : Étude au microscope électronique à balayage
avec le système adhésif Excite®
Figures 2a à 2b : Étude au microscope électronique à balayage
avec le système adhésif Prompt® L-Pop®
106
de 5e génération
Figures 2c à 2f : Étude au microscope électronique à balayage
avec le système adhésif Prompt® L-Pop®
107
Influence de la simulation in vitro
des conditions intra-orales extrêmes
sur la morphologie des interfaces obtenues
entre la dentine et deux systèmes adhésifs
en M.E.B.
C. BESNAULT (1), JP. ATTAL (1) & M. DEGRANGE (1)
(1) Groupe de Recherche Biomatériaux, Faculté de Chirurgie Dentaire Paris 5, Montrouge, France
OBJECTIFS
Ce volet représente la troisième partie d’une étude consacrée à l’influence de la simulation in vitro
des conditions de température et d’hygrométrie relative, caractéristiques de la cavité buccale, sur les
interfaces collées. Le but de ce volet est d’évaluer l’influence des conditions extrêmes (35°C /95 % HR)
sur la morphologie des interfaces entre la dentine et deux systèmes adhésifs (Scotchbond
MultiPurpose Plus – 3M et Clearfil SE Bond – Kuraray) en microscopie électronique à balayage.
Le dispositif expérimental est constitué par une enceinte qui nous permet d’imposer des
conditions de température et d’hygrométrie définies. Dans cette étude, deux situations
environnementales ont été comparées : conditions ambiantes (20-25°C/ 30-40% HR) et conditions
intra-orales extrêmes (35°C/ 95% HR). Huit molaires humaines conservées dans la Chloramine T à 1 %
à 4°C pendant moins de 3 mois ont été utilisées dans cette étude. Après élimination de la partie
radiculaire, extirpation du tissu pulpaire et abrasion de l’émail occlusal, l’épaisseur de dentine
résiduelle a été mesurée et fixée en moyenne à 1,4-1,5 mm. Les échantillons ont été enrobés dans une
résine acrylique avant la réalisation des protocoles de collage et application d’une fine couche de
composite fluide (Filtek Flow – 3M). Pour chaque échantillon, trois coupes longitudinales ont alors été
réalisées, générant deux interfaces jumelles. Une interface a été déminéralisée (HCL 0,1 % - 15 sec),
alors que l’autre a été déminéralisée et déprotéinisée (HCl 0,1 % - 15 sec + NaClO 3 % - 30 min). Les
deux interfaces ont alors été fixées, déshydratées dans des bains d’alcool de concentration croissante
et immergées dans l’HMDS (hexaméthyldisilasane – 10 min). Après métallisation, les échantillons ont
été observés au microscope électronique à balayage (Jeol JSM 6400 – 10-15 kV).
RÉSULTATS
Pour le SBMP+, la simulation des conditions environnementales extrêmes induit des
modifications très importantes de l’interface avec la dentine. Sur les échantillons déprotéinisés, la
couche hybride est absente et un réseau de “galeries” communiquant les unes avec les autres et
apparaissant vides lors de l’observation est mis en évidence. Pour le SE Bond, des espaces
lenticulaires, hémisphériques, correspondant vraisemblablement à l’emprisonnement de gouttelettes
d’eau, ont été observés au sein de la résine adhésive. Pour cet adhésif, une couche de résine est
systématiquement présente en surface de la dentine.
108
Influence de la simulation in vitro des conditions intra-orales extrêmes
sur la morphologie des interfaces obtenues entre la dentine
et deux systèmes adhésifs en M.E.B.
CONCLUSIONS
Pour les deux systèmes adhésifs étudiés, la simulation in vitro des conditions environnementales
extrêmes induit des altérations des interfaces avec la dentine, qui semblent plus importantes pour le
SBMP+ que pour le SE Bond. De plus, cette étude en M.E.B. confirme les résultats obtenus avec les
approches précédentes (adhérence et étanchéité) et permet de mieux comprendre les phénomènes
interfaciaux qui se produisent lorsqu’un environnement humide est simulé.
109
Étude in vitro de l’étanchéité à l’interface
de quatre matériaux de collages
à usage prothétique
D. GERDOLLE (1), E. MORTIER (1), B. JACQUOT (2) & M. PANIGHI (1)
(1) Laboratoire de Physique des Matériaux - Nancy UMR CNRS 7556
(2) Laboratoire de Chimie du Solide Minéral - Nancy UMR CNRS 7555
INTRODUCTION
Parmi les matériaux permettant le collage, les ciments aux verres ionomères et les résines
composites ont ouvert la voie et restent encore les plus largement utilisés. Des formes hybrides ont
été déclinées ensuite à partir de ces formulations de départ pour tenter d’améliorer les propriétés et
les performances des matériaux.
Jusqu’à maintenant, l’accent a été mis sur l’amélioration des propriétés d’adhésion à l’émail et à
la dentine. Bien que cet aspect ait connu des progrès sensibles, le manque d’étanchéité de nos
restaurations s’avère être la raison majeure du développement de caries secondaires et de lésions
pulpaires (BARBER et coll. 1964). Ainsi la mise en place de tels matériaux impliqueraient-elles de fait
des possibilités d’inflammation pulpaire (COX et coll. 1987).
Il semble de plus, que la biocompatibilité des matériaux dentaires, vis-à-vis de la pulpe
essentiellement, soit d’avantage lié au passage des bactéries (BRANNSTROM 1976, PATERSON 1976,
BROWNE et coll. 1983, COX et coll. 1988, ALANI 1990, CAMPS et coll. 2000), qu’à la toxicité propre des
matériaux utilisés, bien que ce dernier facteur soit également considéré comme potentiellement
inducteur d’une réponse pulpaire inflammatoire (GEURTSEN et coll. 1998, HANSEL et coll. 1998,
HEBLING et coll. 1999, SIX et coll. 2000).
L’évaluation de l’étanchéité à l’interface est donc un paramètre susceptible de fournir
indirectement des renseignements en terme de biocompatibilité.
Quatre-vingts cavités de classe V standardisées sont taillées sur troisièmes molaires inférieures (40
vestibulaires et 40 linguales). Chaque cavité est obturée par un inlay en résine
thermophotopolymérisée (Targis, Vivadent). Les 80 inlays sont collés au moyen de quatre matériaux
différents à raison de 20 inlays par matériau. Sont ainsi utilisés : une résine composite autoadhésive
(Panavia F, Kuraray), une résine composite avec agent de couplage (Variolink II, Excite, Vivadent), un
compomère (Resinomer, Bisco) et un verre ionomère modifié (Fuji Plus, GC). La moitié des échantillons
(10 pour chaque matériau) subit un thermocyclage (2000 cycles 5/55°C).
110
D. GERDOLLE, E. MORTIER,
Étude in vitro de l’étanchéité à l’interface de quatre matériaux
de collages à usage prothétique
Étude d’étanchéité : protocole ISO/DTS 1140
RÉSULTATS
La situation de la cavité du côté vestibulaire ou lingual n’a aucune influence sur la pénétration du
bleu de méthylène, quel que soit le matériau, quelle que soit la situation de la ligne de finition (émail
ou cément) et quel que soit le vieillissement thermique imposé (dents avec ou sans thermocyclage).
Pour chaque matériau, il apparaît en revanche une différence significative entre les lots thermocyclés
et non thermocyclés ; le thermocyclage affecte l’étanchéité dans tous les cas. Pour chaque matériau
également, la pénétration au niveau de l’émail semble toujours moins prononcée qu’au niveau du
cément, le thermocyclage accentuant ce clivage. Les matériaux composites (Panavia F, Variolink II) ou
apparenté (Resinomer), montrent une pénétration du colorant globalement inférieure au verre
ionomère modifié (Fuji Plus), les résultats étant moins tranchés à l’interface cémentaire ; à ce niveau,
ils sont même favorables au Fuji Plus après thermocyclage, par rapport au Resinomer et au Variolink
II. Par ailleurs, Au sein des composites la résine sans agent de couplage (Panavia F) semble être la
moins sensible au traitement thermique, ce produit présentant également le meilleur pourcentage
global de cavités sans aucune pénétration.
DISCUSSION
L’organisation prismatique de l’émail lui confère un comportement anisotrope (RASMUSEN et coll.
1976). Dès lors, lorsque les prismes sont sectionnés transversalement (limite biseautée), l’adhésion se
révèle supérieure à celle obtenue après une section longitudinale (joint vif), en raison de la création
d’un plan de clivage entre prismes et matériau (MUNECHIKA 1984). Il est classique de retrouver
l’adhésion la plus forte au niveau de l’émail. Celle-ci serait due à l’action synergique de deux
phénomènes. L’attaque acide augmente considérablement la surface réelle de l’émail (par rapport à
la surface apparente) en créant un grand nombre de micro-rugosités, propices à l’ancrage des
adhésifs. De même elle accroît l’énergie de surface, augmentant de fait la mouillabilité des agents de
recouvrement. Ce dernier point repose sur le principe, que le mouillage est proportionnel à l’énergie
superficielle du substrat dentaire qui doit toujours être supérieure à la tension superficielle de
l’adhésif. La tension superficielle de l’adhésif étant imposée par le fabricant, on comprend toute
l’importance de l’activation des surfaces (DEGRANGE 1995). L’émail et la dentine ont été mordancés
avec l’acide orthophosphorique pour le Resinomer et le Variolink II, afin de promouvoir au maximum
les possibilités d’adhésion à ce substrat, l’émail ayant été mordancé vingt secondes de plus que la dentine.
Au niveau cémentaire, les résultats d’autres études corroborent les nôtres (WHITE et coll. 1994,
DIETSCHI et coll. 1995). Le cément n’offre pas, contrairement à l’émail et à la dentine, une structure
111
cristalline favorable au microclavetage des matériaux. Cette structure, se rapprochant de celle de l’os,
ne permet en effet qu’une pénétration très aléatoire des promoteurs d’adhésion. Cette architecture
est non seulement capable d’expliquer les défauts d’étanchéité des composites exprimés dans nos
résultats, mais aide également à comprendre pourquoi le verre ionomère modifié est dans ce cas,
aussi étanche que les polymères, notamment par rapport à ceux qui utilisent un agent de couplage
(Resinomer & Variolink II), le Panavia F conservant des résultats supérieurs. À l'instar des ciments aux
verres ionomères conventionnels, les verres ionomères modifiés possèdent en effet des propriétés
auto-adhésives par formation de liaisons chimiques.
Les scores amélaires et cémentaires sont pour tous les matériaux, à l’exception du Panavia F,
significativement moins bons après le thermocyclage. Si ces résultats concordent avec ceux d’autres
études (NELSEN et coll. 1953, HAHN et coll. 1998, IRIE et SUZUKI 2001), il faut noter que peu
d’expérimentations se sont attachées au seul rôle du thermocyclage pour des restaurations indirectes.
La littérature montre clairement que le thermocyclage diminue l’étanchéité interfaciale des
restaurations indirectes beaucoup plus que celle des techniques directes (EAKLE 1986, CRIM et coll.
1987, HAKIMEK et coll. 2000). La raison provient vraisemblablement des propriétés mécaniques des
composites de laboratoires par rapport à celle des composites d’usage clinique. Les premiers sont en
effet moins aptes à " absorber " les variations dimensionnelles dues aux contraintes thermiques, en
raison de leur module d’élasticité et de leur taux de conversion plus élevés. C’est ainsi le joint
interfacial qui subi ainsi la majorité des contraintes.
Par ailleurs, si les produits sont capables des mêmes performances théoriques, les conditions de
manipulations cliniques pourraient peut-être, pour partie, expliquer les variations d’étanchéité
constatées. Concernant le Fuji Plus, la pénétration assez récurrente du colorant pourrait être liée aux
conditions mêmes de l’étude in vitro. Bien que les verres ionomères modifiés soient en effet moins
sensibles que leurs homologues sans résine, à la dessiccation immédiate, et bien que les dents n’aient
été maintenues hors de l’eau distillée sans être manipulées promptement, les molaires extraites
pourraient ne pas avoir été suffisamment hydratées (intrinsèquement) pour prévenir un assèchement
précoce du matériau. La pénétration de colorant aurait alors été favorisée par la présence de porosité
ou de microfractures dans l’épaisseur même du matériau (BROWNING 1997).
Ainsi, les matériaux à base de résine composite semblent globalement plus étanches que le verre
ionomère modifié, sauf au niveau cémentaire. Parmi les résines composites, la résine auto-adhésive
(Panavia F) se détache, sans que ses performances puissent être directement attribuées à la
composition chimique de ses constituants ou à la facilité et donc à la constance de sa mise en œuvre.
Les aléas et les particularités de l’étude in vitro doivent également inciter à la prudence quant à
la transposition des résultats à la clinique. En particulier, les conditions locales rencontrées en
clinique étant sous la coupe de variations multiples et peu quantifiables, l’utilisation des produits de
collage, dont les performances sont intimement liées au contexte, ne peut dans l’état actuel des
connaissances, être généralisée à l’ensemble des indications de fixation de pièces prothétiques. Il
paraît acquis cependant, que leur champ d’application s’étoffera dans les années à venir, au-delà de
leur domaine réservé du moment, à savoir la mise en place des reconstitutions esthétiques en résine
composite ou en céramique.
112
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J Prosthet Dent, 71 : 257-264, 1994.
113
Étude préliminaire de la viscosité initiale
de trois adhésifs dentinaires, relation
avec leur pénétration dans les tubuli
E. LEFORESTIER (1), E. DARQUE-CERETTI (2), Ch. PEITI (2),
PO. BOUCHARD (2) & M. BOLLA (1)
(1) : L.B.D.O.E-UFR Odontologie- Université de Nice 24 Av .des Diables Bleus 06357 Nice Cedex 4 - France
(2) : Ecole des Mines de Paris, CNRS UMR 7538, BP 207, 06904 Sophia-Antipolis Cedex, France
La viscosité caractérise l’aptitude d’un fluide à s’écouler. À notre connaissance, la littérature ne
rapporte aucune étude sur l’investigation de la viscosité des adhésifs dentaires. Tout au plus, il a été
montré la nécessité d’interposer une résine de basse viscosité sur l’émail traité [Dogon 1975] [Hansen
1984]. Les précédents travaux portent plus sur l’étude de la tension superficielle des différents substrats
impliqués en vue d’évaluer la répercussion de ce facteur sur les phénomènes de mouillabilité. La
pénétration des résines composites dans les micro-infractuosités de l’émail dentaire traité a également
été étudiée par Asmussen [Asmussen 1998] [Mount 1989] [uno 1992] [Werner 1994].
L’objectif principal de cette étude est de déterminer la viscosité de systèmes adhésifs amélodentinaires reposant sur le même principe de l’élimination complète de la boue dentinaire par la
réalisation d’une couche hybride en une étape, le primaire d’adhésion et la résine adhésive étant
contenus dans le même flacon. L’objectif secondaire est d’étudier le temps de remplissage d’un
tubulus selon deux approches : de manière analytique et par éléments finis.
Les adhésifs :
Les trois adhésifs choisis éliminent la boue dentinaire en deux étapes : le Prime & Bond 2.1®, le
Prime & Bond NT®, le Syntac Sprint®.
Le Prime & Bond NT® constitue une évolution du Prime & Bond 21® par adjonction de différents
éléments (concentration de la résine augmentée, adjonction de D-résine, de T-résine et de microcharges).
Méthode de détermination de la viscosité :
La viscosité de trois systèmes adhésifs est déterminée grâce à un viscosimètre (StressTech®
Rheometer) sur lequel est monté un outil type rhéomètre de Couette (figure 1).
Cet outil, constitué d’un espace annulaire entre un cylindre creux et un cylindre tournant permet
d’effectuer des mesures à cisaillement homogène. Il travaille à gradient de cisaillement faible proche
du régime newtonien. Ainsi l’évolution de la cission (en Pa) en fonction du taux de cisaillement en (1)
est obtenue (t = f). La pente de cette droite donne la viscosité.
Figure 1
114
E. LEFORESTIER, E. DARQUE-CERETTI, Ch. PEITI,
PO.BOUCHARD & M. BOLLA
Étude préliminaire de la viscosité initiale de trois adhésifs dentinaires,
relation avec leur pénétration dans les tubuli
Les conditions expérimentales sont les suivantes :
60 gouttes d’adhésif
Entrefer : 0,1 mm
Température : 25 °C (constante)
Taux de cisaillement :
Durée de l’expérience : 1200 secondes
Étude analytique de la pénétration des adhésifs dans les tubuli :
Les forces agissant sur un liquide pénétrant dans un tube capillaire sont, sans prendre en compte
la pression atmosphérique ni la pression appliquée, la tension de surface, la gravité mg (liée à la
pression hydrostatique), la viscosité du liquide.
L’équation de Washburn (1) est obtenue en équilibrant ces trois forces [Washburn 1921],
(1)
avec :
r est le rayon du capillaire, en m
g la tension de surface du liquide, en mJ. m-2 = m.N.m-1
q l’angle de contact, en degrés
g l’accélération due à la pesanteur, en m. s-2
h(t) la hauteur du liquide à l’intérieur du capillaire à l’instant t, en m
r la densité du liquide, en g. cm-3 = 1.10+3 kg. m-3
h la densité et la viscosité du liquide, en Pa. s = N/m2.s =kg.m.s-2.m-2.s = kg.m-1.s-1
Pour résoudre cette équation, il est nécessaire de comparer l’ordre de grandeur des valeurs
numériques des forces dues à la pression hydrostatique avec celles des forces dues à la pression
capillaire. On trouve ainsi le temps t de pénétration du liquide dans le capillaire :
Avec :
Patm : Pression atmosphérique
Peo : Pression électro -osmotique
Essai de modélisation de l’écoulement de fluide dans les tubuli :
Le but de la simulation numérique consiste à analyser et à comparer l’écoulement de différents
échantillons dans des tubuli sous l’action de la gravité. Pour cela, un logiciel aux éléments finis 2D
FORGE2‚ a été utilisé. Ce logiciel permet de ramener la géométrie des tubuli se référant à un problème
3D à une configuration 2D axisymétrique. Ainsi, une modélisation par éléments finis est réalisée et les
résultats obtenus peuvent être comparés à ceux de l’approche analytique.
Ce logiciel n’étant pas destiné initialement à cette utilisation, quelques hypothèses simplificatrices
(géométrique, d’interface et de comportement) ont dû être réalisées.
115
Figure 2 : Configuration géométrique du substrat et du tubulus.Vue en coupe
Un modèle de tubulus est fixé (figure 2) : hypothèse d’une cavité cylindro-conique fermée dans sa
partie inférieure, de profondeur 11 mm, de rayon supérieur 1,5 mm et inférieur 0,5 mm. Ceci permet
d’étudier analytiquement le temps de remplissage de ces tubuli par les adhésifs en fonction de leur
viscosité, et des différentes pressions qui interviennent lors de leur mise en place sur le tissu
dentinaire.
DISCUSSION
La valeur de la tension de surface de l’eau a été prise dans la littérature, celle des adhésifs choisis
comme une moyenne des valeurs de polymère liquide à température ambiante [Wu 1982].
Le calcul analytique montre que la valeur de l’angle de mouillage q n’a que très peu d’influence
sur le temps de remplissage du tubulus par l’adhésif. À viscosité égale (eau et Prime & Bond 2.1®) le
temps de remplissage dépend de la tension superficielle. Par exemple, dans le cas précis, où il y a un
facteur 2 entre geau et g Prime & bond 2.1 le temps de remplissage est multiplié par 2.
D’autre part, pour des valeurs de tension superficielle g égale (les 3 systèmes adhésifs), c’est la viscosité h
qui influe sur le temps de remplissage canalaire (cf. Prime & Bond 2.1® ou Prime & Bond® avec Syntac Sprint®).
La simulation numérique, qui elle prend seulement en compte la pression hydrostatique montre
que pour trois adhésifs les temps de remplissage dépendent de la viscosité et de la masse volumique.
Des calculs sont actuellement en cours pour simuler le comportement de l’eau.
Quelle que soit la méthode de calcul, les temps déterminés sont extrêmement courts. Il faut noter
que les hypothèses sont très contraignantes. Dans la littérature [Morris 96] il a été par exemple montré
que le temps de remplissage permettait de calculer une viscosité apparente qui était 103 fois
supérieure à celle déterminée par viscosimétrie classique.
CONCLUSION
Les résultats issus du calcul analytique et de la modélisation confirment un comportement différent des
trois adhésifs de viscosité différente. Les trois adhésifs rempliraient les tubuli dentinaires extrêmement
rapidement. À valeur de tension superficielle identique, la viscosité interviendrait sur le temps de
remplissage des tubuli dentinaires. Cliniquement, compte tenu du temps de 20 s préconisé par les
fabricants pour que ces produits imprègnent le tissu dentinaire, la viscosité de ces adhésifs ne semble pas
être un élément déterminant dans la formation de la couche hybride.
116
RÉSULTATS
Liquide
Masse
Tension
Viscosité
Volumique de surface
(h)
(r)
(g)
(Pa.s)
(kg.m-3)
(N.m-1)
Calcul du temps
de Pénétration t(s) par
méthode analytique
(sans tenir compte
de la pression appliquée)
Cosq= 1
Eau
Prime &
Bond 2.1®
Prime &
Bond NT®
Syntac
Sprint ®
Calcul du temps
de Pénétration t(s)
par méthode
modélisation
Cosq=
Temps t (s) où le
fluide touche le
fond du tubulus
Temps t’ (s)
de remplissage
du tubulus
1.10-3
1.10+3
72.10-3
2,2.10-11
3,2.10-11
-
-
1,1.10-3
0,58 10+3
30.10-3
5,9.10-11
7.10-11
7,34.10-4
2,6.10-3
1,4.10-3
0,6 10+3
30.10-3
7,5.10-11
1.10-10
9,28.10-4
3,79.10-3
50.10-3
1,04 10+3
30.10-3
2,7.10-9
3,8.10-9
1,84.10-2
7,21.10-2
117
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118
Propriétés des systèmes adhésifs
et étanchéité in vitro.
Détermination des facteurs discriminants.
A. RASKIN (2), J. VREVEN (1) & J. DEJOU (2)
(1) Université catholique de Louvain, Ecole de Médecine Dentaire et de Stomatologie, Bruxelles, Belgique.
(2) Université de la Méditerranée, UFR d’Odontologie de Marseille, France.
INTRODUCTION
L’objectif de notre travail n’a pas été de comparer des matériaux mais d’évaluer les facteurs
d’influence d’ordre méthodologique sur les résultats des études in vitro d’étanchéité. Cependant,
toutes les études réalisées ont permis d’utiliser neuf adhésifs différents (avec deux protocoles de mise
en œuvre pour l’un d’entre eux – CLB2Vp et CLB2Vd). Les modes d’action (dissolution ou élimination
de la boue dentinaire), la nature du solvant (eau – acétone – alcool), la présence ou l’absence de
charges, et le nombre d’étapes (2 ou 3) différencient ces adhésifs.
De nombreuses publications ont cherché à montrer que tel ou tel de ces facteurs influençait les
performances des adhésifs. Il a semblé intéressant, à la fin de cette étude méthodologique, d’utiliser
la grande quantité de résultats collectés avec les neuf adhésifs testés (340 restaurations réalisées par
l’opérateur 1, classe V en U et 3 000 cycles de thermocyclage), afin d’essayer de mettre en évidence
l’importance respective de ces facteurs d’influence possibles.
Le but n’était pas de comparer les adhésifs. Cependant, la méthodologie appliquée a été la même
lors de la réalisation et de l’évaluation des 340 restaurations dans notre travail. Plutôt que rechercher
des facteurs de causalité pouvant expliquer les résultats collectés, il s’est agi ici de décrire des groupes
caractérisés par des facteurs de ressemblance et de dissemblance, en ce qui concerne les résultats de
percolation.
OBJECTIF
Déterminer, parmi les variables permettant de caractériser un adhésif (mode d’action, solvant
contenu dans le "primer", présence de charges dans la résine adhésive, nombre d’étapes), celle(s) qui
influence(nt) l’étanchéité des restaurations évaluées dans les tests in vitro.
1- Echantillon
Les résultats des adhésifs, considérés dans cette étude, ont été repris des différentes
expérimentations réalisées in vitro. Seuls les résultats obtenus par l’opérateur 1, avec 3 000 cycles de
thermocyclage et pour des cavités de classe V en U ont été retenus. 340 restaurations ont été
sélectionnées pour cette étude :
- Étude 1 (Influence du délai de conservation des dents après extraction) :
- Prime & Bond NT, Dentsply, Konstanz, Allemagne (PBNT) : n = 40
- Gluma One Bond, Heraeus Kulzer GmbH, Wehrheim, Allemagne (GOB) : n = 40
- Étude 2 (Influence de l’opérateur – opérateur 1 uniquement) :
- Syntac Sprint, Vivadent, Schaan, Liechtenstein (SP) : n = 40
- Coltene Duo Bond, Coltene-Whaledent, Mahwah, NJ, USA (CDB) : n = 40
- Étude 3 (Influence de la forme de la cavité – cavités en U uniquement) :
- Scotchbond Multi-Purpose, 3M Dental Products, St. Paul, MN, USA (SBMP) : n = 20
119
Propriétés des systèmes adhésifs et étanchéité in vitro.
- Étude 5 (Influence du thermocyclage – 3 000 cycles uniquement) :
- Scotchbond Multi-Purpose, 3M Dental Products, St Paul, MN, USA (SBMP) : n = 20
- Clearfil Liner Bond 2, Kuraray Co, Osaka, Japon (CLB2) : n = 20
- Scotchbond One, 3M Dental Products, St Paul, MN, USA (SB1) : n = 20
- Optibond Solo Plus, Kerr Corp., Orange, CA, USA (OBS) : n = 20
- Corrélation étanchéité / adhérence :
- Scotchbond Multi-Purpose Plus, 3M, St Paul, MN, USA (SBMP) : n = 20
- Optibond Solo Plus, Kerr Corp., Orange, CA, USA (OBS) : n = 20
- Clearfil Liner Bond 2 V photopolymérisable, Kuraray Co, Osaka, Japon (CLB2Vp) : n = 20
- Clearfil Liner Bond 2 V " dual ", Kuraray Co, Osaka, Japon (CLB2Vd) : n = 20
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
Adhésifs
CDB
CLB2
CLB2Vp
CLB2Vd
GOB
OBS
PBNT
SB1
SBMP
SP
Mode d’action
Elimination boue dentinaire
Dissolution boue dentinaire
Solvant
Eau (5 %)
Ethanol + eau
Eau
Eau
Acétone (+ eau)
Ethanol + eau
Acétone
Ethanol + eau
Eau
Ethanol (+ eau)
Charges
Oui
Oui
Oui
Oui
Non
Oui
Oui
Non
Non
Non
Nombre d’étapes
2
2
2
2
2
2
2
2
3
2
Tableau 1 : Classement des adhésifs
(mode d’action, solvant, présence de charges et nombre d’étapes)
Adhésifs
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
CDB
CDB
CLB2
CLB2Vp
CLB2Vd
GOB
GOB
OBS
OBS
PBNT
PBNT
SB1
SBMP
SBMP
SBMP
SP
SP
Effectif
expérimental
Etanchéité (µm)
Moyenne des maxima
416
315
1 027
196
777
1 838
1 799
659
606
2 037
1 713
1 280
1 393
1 082
1 503
921
1 664
40 (2 x 20)
20
20
20
40 (2 x 20)
40 (2 x 20)
40 (2 x 20)
20
60 (3 x 20)
40 (2 x 20)
Ecart-type
105
137
1 468
471
1 104
961
959
589
250
1 059
785
1 005
969
764
1 227
467
976
Tableau 2 : Résumé des résultats d’étanchéité (µm) obtenus par les adhésifs testés
120
2- Analyse statistique
La recherche des facteurs influençant le comportement des adhésifs, considérés comme variables
explicatives, a été réalisée par la méthode A.I.D. (" Automatic interaction Detector "). Cette méthode
permet de déterminer les relations entre une variable à expliquer (Y : profondeur de pénétration du
traceur) et un ensemble de variables explicatives (Xi : mode d’action, solvant, charges, nombre
d'étapes). Dans ce type de méthode, les variables explicatives sont qualitatives et la variable à
expliquer, quantitative.
Le principe est de constituer, à l’aide des Xi, des sous-groupes (profils) aussi homogènes que
possible intra-groupe et aussi différents que possible inter-groupes.
Les résultats sont présentés sous la forme d’un arbre binaire. Chaque branche de l’arbre donne un
profil avec son résultat concernant la variable Y. Les branches correspondent aux sous-groupes les plus
différents vis-à-vis de la variable à expliquer.
Chaque découpage en deux sous-groupes est réalisé de la façon suivante :
- pour chaque variable Xi restante, on cherche la meilleure partition en deux sous-ensembles de
classes,
- on cherche la meilleure variable explicative, c’est-à-dire celle qui sépare le mieux les individus.
L’indice de séparation est le même pour le choix de la partition et de la variable.
RÉSULTATS
n = effectif du segment ; m = moyenne arithmétique de la variable à expliquer ; s = écart-type
TSS = somme des carrés du segment (" total sum of square ")
BSS = proximité des segments (" between sum of square ")
b = gain entraîné par le découpage (rapport BSS / TSS segment 1)
a = contribution du segment à la somme totale des carrés (rapport TSS / TSS segment 1)
Convention : au cours de chaque découpage, on place dans le segment gauche, le sous-groupe
ayant la plus grande moyenne, en valeur algébrique, de l’étanchéité.
La première variable explicative qui a séparé les adhésifs a été le solvant : les adhésifs dont le
" primer " contenait de l’eau ou de l’éthanol + eau ont obtenu les meilleurs résultats d’étanchéité
(Figure 1). Pour ces adhésifs, la deuxième variable explicative a été la présence de charges : les
adhésifs chargés ont obtenu de meilleurs résultats d’étanchéité que les adhésifs non chargés. Par la
suite, aucune autre variable explicative n’a pu être mise en évidence pour les adhésifs à solvant
acétone ou acétone + eau.
Le mode d’action (dissolution ou élimination de la boue dentinaire) et le nombre d’étapes, lors de
la mise en œuvre de l’adhésif (deux ou trois étapes), n’ont pas été retenus par le test AID parmi les
facteurs expliquant les différences de pénétration du traceur. Cependant, la relativement faible part
de variabilité expliquée par ce découpage (10,4 %) montre que d’autres facteurs ont influencé ces
résultats. Deux analyses A.I.D., réalisées uniquement avec les adhésifs mono-composants (1) en
incluant ou (2) en excluant les adhésifs avec “primer” auto-mordançant, n’ont pas modifié l’ordre des
facteurs d’influence obtenu en premier lieu sur la totalité des matériaux testés et, a conduit même à
une augmentation de la part de variance expliquée par le découpage (12,7 %) (Annexes (CD Rom) A2
– Adhésifs). Il n’en reste pas moins que les modes d’actions et le nombre d’étapes, mais aussi la nature
chimique des monomères composant les adhésifs testés ont pu jouer un rôle non négligeable que
l’effectif expérimental et, surtout les différences de tailles des échantillons, ont pu masquer.
121
Figure 1 : Résultats de l’analyse par segmentation
(méthode A.I.D. : " Automatic Interaction Detector ")
CONCLUSION
L’analyse multivariée réalisée dans ce travail (A.I.D.) a permis de mettre en évidence que la nature
du solvant et la présence ou non de charges dans les adhésifs sont les deux facteurs, parmi ceux qui
ont été étudiés, qui influencent le plus les résultats d’étanchéité. Dans ce cadre, ce sont les adhésifs
à base d’eau ou d’éthanol et parmi eux, ceux qui contiennent des charges, qui ont semblé les plus
susceptibles de limiter la percolation.
122
Évaluation de l’adhérence de verrous
orthodontiques selon différents protocoles
de collage et observation des surfaces
après rupture
T. VERGÉ (1), G. GRÉGOIRE (1) & P. SHARROCK (2)
(1) Laboratoire Interactions Biomatériaux Tissus Bucco-dentaires UFR Odontologie, Université Paul Sabatier, Toulouse
(2) Laboratoire de Chimie Inorganique, Institut Universitaire de Technologie Paul Sabatier, Département de Chimie de Castres
INTRODUCTION
Le rôle des verrous orthodontiques est de transmettre les forces et moments délivrés par les
systèmes orthodontiques mécaniques aux dents.
L’utilisation des colles photopolymérisables s’est imposée largement aux orthodontistes par leur
facilité d’emploi ainsi que leur fiabilité, qu’elles soient à base de résine composite ou de ciment aux
verres ionomères.
La manipulation de ces systèmes adhésifs dans des conditions souvent délicates (jeunes patients,
difficultés de mise en place) amène les orthodontistes à rechercher des systèmes adhésifs tolérants et
fiables durant le temps nécessaire à l’action de ces forces mécaniques sur les dents.
BUTS DE CETTE ÉTUDE
Évaluer l’adhérence d’un ciment aux verres ionomères sous différentes conditions d’utilisation,
traitement préalable du substrat dentaire (mordançage ou conditionnement) et état physique de ce
substrat (sec ou humide).
Ces protocoles se retrouvant dans la plupart des systèmes adhésifs utilisés en orthodontie et tels
qu’ils sont utilisés en pratique courante.
Corréler ces valeurs d’adhérence mesurées, à des observations en microscopie électronique à
balayage des surfaces amélaires après fracture, afin de préciser la nature de cette rupture.
La variabilité des techniques de préparation amélaire préalables (mordançage, conditionnement)
ainsi que des matériaux utilisés (composite, ciment aux verres ionomères) nous a conduit à réaliser
des tests d’adhérence in vitro sur 32 prémolaires (maxillaires et mandibulaires) fraîchement extraites
selon des protocoles de collage différents.
Les verrous utilisés sont des verrous en acier à base grillagée (Prémolaire supérieure universel,
ORMCO, Glendora, CA, USA).
Les systèmes adhésifs utilisés :
- un système adhésif composite photopolymérisable
(Transbond XT, 3M Unitek, Monrovia, CA, USA)
- un système adhésif au ciment verre ionomère modifié à la résine (CVI), photopolymérisable (Fuji
Ortho LC en capsule pré dosée, GC Corporation, Tokyo, Japon)
123
T. VERGÉ, G. GRÉGOIRE & P. SHARROCK
Évaluation de l’adhérence de verrous orthodontiques selon différents
protocoles de collage et observation des surfaces après rupture
Constitution des groupes
Les dents sont débarrassées de tout substrat organique au préalable ; la surface vestibulaire,
future zone de collage, est nettoyée à la pierre ponce, exempte de fluor, puis rincée abondamment.
Le lot des 32 prémolaires est divisé aléatoirement en quatre groupes de huit dents ; chaque
groupe subira un traitement avant collage différent selon le système adhésif utilisé, l’émail étant soit
séché à l’air sec pendant 20 secondes jusqu'à obtention d’une surface blanche crayeuse, soit laissé
légèrement humide après rinçage.
Le mordançage est réalisé à l’aide d’un gel à 37 % d’acide orthophosphorique (3M Unitek,
Monrovia, CA, USA) déposé au pinceau sur les surfaces vestibulaires et activé par brossage pendant 30
secondes, l’émail est ensuite rincé au spray air/eau pendant le même temps.
Le conditionnement est réalisé à l’aide d’acide polyacrylique (GC Corporation, Tokyo, Japon) à 10 %
pendant 20 secondes puis l’émail est rincé selon un protocole identique.
Groupes
1
2
3
4
Traitement de surface
Mordançage
Conditionnement
Conditionnement
Mordançage
Etat
Sec
Humide
Sec
Sec
Système adhésif
Transbond XT
Fuji Ortho LC
Fuji Ortho LC
Fuji Ortho LC
Les racines des dents sont incluses dans des blocs de résine auto polymérisable de section
parallélépipédique, les dimensions de ces blocs s’accordant aux mors du système de traction.
Les essais mécaniques
Les essais seront réalisés sur une machine à traction INSTRON à une vitesse constante de
0,5 mm/min pour une précision de 5 kN, les tests déterminent la contrainte de cisaillement (MPa)
ramenée à une surface de collage de 12.2 mm2 (surface utile du verrou).
La partie fixe du système de traction est reliée au verrou par l’intermédiaire d’un fil de ligature
orthodontique, la liaison est réalisée de telle façon que la direction de la force (l’axe du fil de ligature)
soit exercée parallèlement à la base du verrou.
Les résultats sont enregistrés par un système informatisé qui délivre pour chaque essai des courbes
de traction ainsi que les valeurs numériques des contraintes de cisaillement.
Observation des interfaces de rupture
Les surfaces amélaires sont ensuite dégagées de leur support résineux et préparées afin d’être
observées en microscopie électronique à balayage (microscope électronique environnemental ESEM
Philips XL 30).
L’observation permettra la caractérisation de la zone de fracture grâce au score ARI (Adhesive
Remnant Index) ou Index de Colle Résiduelle décrit et utilisé par Artun et Bergland 1 (1984) et par
Flores et al.5 (1999).
Pour chaque groupe, des observations zonales seront répétées afin de préciser sur toute la surface
de collage la présence ou l’absence de matériau de collage après fracture.
124
RÉSULTATS
Résultats des tests de cisaillement
Notre étude montre des résultats conformes aux valeurs de la littérature, les valeurs des
contraintes de cisaillement sont comprises entre 4.7 et 19 MPa selon les protocoles et les systèmes
d’adhésion utilisés.
On note que les meilleurs résultats sont obtenus pour le matériau de collage en résine composite
(Transbond XT) placé sur un émail sec et mordancé au préalable.
Les valeurs obtenues pour le Fuji Ortho LC sont variables en fonction du traitement de surface et
de son état, cette différence significative entre collage sur émail conditionné sec et humide est
également observée par les travaux de Liebmann et Jost-Brinkmann 6 (1999).
Nous constatons également de très bonne valeur d’adhérence pour le groupe 4 (émail mordancé,
sec, Fuji Ortho LC), en accord également avec les autres études expérimentales publiées à ce jour,
protocole qui peut sembler contradictoire connaissant les propriétés des ciments verre-ionomères
(Béress et al.2, 1998 ; Chung et al.3, 1999).
Résultats des observations des faciès de rupture
Le score ARI porte sur l’évaluation quantitative en pourcentage de la surface d’émail encore
recouverte par le système de collage utilisé, après rupture de la liaison verrou / dent…
Quatre scores sont décrits, en fonction du pourcentage croissant de colle restant à la surface
amélaire :
- score 0 : moins de 10 % de colle résiduelle
- score 1 : entre 10 % et 50 % de colle résiduelle
- score 2 : entre 50 % et 90 % de colle résiduelle
- score 3 : plus de 90 % de colle résiduelle
125
Les scores privilégiant la protection de l’émail après rupture, concerne le score 3, obtenu en
majorité pour le groupe 4 (mordançage, sec, Fuji II LC), c’est dans le groupe 1 (mordançage, sec,
Transbond XT) que la couche d’émail superficielle est la plus sollicitée, alors qu’elle a été
précédemment agressée chimiquement par l’acide orthophosphorique.
Les groupes 2 et 3, montrent des ruptures adhésives avec un pourcentage variable selon l’état de
surface de l’émail.
DISCUSSION
L’observation des résultats des tests d’adhérence nous montre que les valeurs moyennes obtenues
par les quatre groupes sont suffisantes pour mener un traitement d’orthodontie, la plupart des
auteurs (Maijer et al.7, 1979 ; Reynolds, 8 1975), estiment qu’une valeur d’adhérence de l’ordre de 8
MPa est compatible avec les forces exercées sur les dents par les systèmes mécaniques orthodontiques.
On peut noter, comme toutes les études réalisées, la supériorité des systèmes de collage à base de
résine composite sur les ciments aux verres ionomères, cette supériorité s’explique à la fois par les
propriétés mécaniques supérieures de la colle composite sur les ciments aux verres ionomères, mais
aussi par le traitement mordançant appliqué à l’émail qui majore l’adhérence par les rétentions
micromécaniques ainsi créées.
La comparaison entre les groupes 3 et 4 ne montre pas de différence significative entre
conditionnement et mordançage dans l’emploi du Fuji II LC, par contre, il semble préférable de
réaliser un collage sur émail sec lorsque l’on utilise ce système adhésif après conditionnement, les
valeurs obtenues se rapprochant trop des limites de l’utilisation clinique.
Il semble donc qu’une surface sèche après préparation amélaire (conditionnement ou
mordançage), associée aux couples de collage classiques : mordançage / composite ou
conditionnement / CVI, amènent à des résultats probants en terme de valeur d’adhérence.
126
En terme de sollicitation des couches superficielles de l’émail, le système composite est celui qui
semble provoquer les plus grandes contraintes lors de la rupture, les collages réalisés à l’aide du CVI
provoquent des fractures adhésives avec des zones où persiste le ciment sur l’émail, plus ou moins
nombreuses selon les groupes.
CONCLUSION
Au vu des résultats obtenus, quel que soit le système de collage utilisé (CVI ou colle composite) les
valeurs d’adhérence sont compatibles avec un exercice orthodontique habituel.
S’il s’agit de rechercher des valeurs d’adhérence supérieures (cas clinique particulier, forces
exercées par les dispositifs mécaniques importantes) les composites de collage associés à un protocole
classique semblent recommandés.
Néanmoins, ces collages au-delà de l’agression chimique qu’ils réalisent sur l’émail (8 à 15 µm),
sollicitent lors de la dépose en fin de traitement ou en cas de rupture accidentelle de la liaison
verrou / dent, la surface de l’émail, pouvant provoquer des altérations préjudiciables (FischerBrandies H. et al.4, 1989).
D’autres études complémentaires seront nécessaires afin de quantifier ces altérations et de mieux
évaluer ainsi les répercussions sur l’organe dentaire.
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127
Évaluation in vitro des performances
de deux adhésifs auto-mordançants
et d’un composite fluide pour l’obturation
de puits et fissures
D. GLAVINA (1), F. COURSON (2), W. ARANDA (2),
JP. ATTAL (2) & M. DEGRANGE (2)
(1) Faculté de Chirurgie Dentaire Zagreb, Croatie
(2) Groupe de Recherche Biomatériaux, Faculté de Chirurgie Dentaire Paris 5, Montrouge, France
OBJECTIFS DE L'ÉTUDE :
1/Évaluer le potentiel d'étanchéité procuré par 2 adhésifs auto mordançants (Clearfil SE bondKuraray(CSEbond) – et Prompt L pop(Plpop) – 3M/ESPE) versus un pre-mordançage classique (H3PO4
37 %).
2/Étudier les performances d'un composite fluide (Tetric Flow(Tflow) – Vivadent) en alternative à
un sealant (Concise White Sealant (CWS) – 3M/ESPE).
90 dents réparties en 6 groupes = Groupe 1 : H3PO4 + CWS / Groupe 2 : PlpopLC + CWS / Groupe
3 : Plpop + CWS / groupe 4 : H3PO4 + Tflow / Groupe 5 : Plpop + Tflow / Groupe 6 : Clearfil SE bond
+ CWS. Après thermocyclage et coloration au nitrate d'argent, les dents sont enrobées et sectionnées.
Sous loupe binoculaire, 2 paramètres sont enregistrés : 1. Pénétration du matériau dans les puits et
fissures, 2. Étanchéité suivant la méthode des scores (de 0 à 3). Pour l'analyse statistique, le plus
mauvais score est retenu pour chaque échantillon. L'effet matériau et/ou l'effet de traitement de
surface sont mis en évidence par un test non-paramétrique de Kolmogorov-Smirnov. Pour la
comparaison des lots 2 à 2, un test de Kruskal-Wallis et un test de Mann-Whitney sont utilisés.
RÉSULTATS
Pour la pénétration du matériau il existe une différence significative entre les deux matériaux
(p = 0,001) : la résine fluide remplissant moins bien les puits et fissures des dents permanentes. Au
contraire, le traitement de surface n'influence pas le taux de pénétration (p=0,08). Le choix du
matériau n'influence pas l'étanchéité (p=0,16). Par contre, le traitement de surface montre une
différence significative entre les différents groupes (p=0,0006). L'H3PO4 reste le meilleur traitement
de surface. Les meilleures combinaisons sont H3PO4 + Tflow, H3PO4 + CWS et SE bond + CWS.
CONCLUSION
En terme de pénétration, l'utilisation d'une résine fluide ne s'avère pas aussi efficace que le
sealant traditionnel. Pour l'étanchéité, le traitement de surface est plus important que le choix du
matériau. L'acide phosphorique reste le meilleur traitement quel que soit le matériau. Au contraire,
l'utilisation d'un “Tout en un” ne présente pas une bonne étanchéité quelque soit le matériau. Le selfetching primer avec le sealant peut être un bon compromis.
SELF-ETCHING ADHÉSIFS, SEALANTS
128
D. GLAVINA, F. COURSON, W. ARANDA,
JP. ATTAL & M. DEGRANGE

Philippe ROCHER - CFBD - Collège Français de Biomatériaux

Transcription

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