alliages et supports prothetiques pour la ceramique en prothese

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DELOGE Bastien
ALLIAGES ET SUPPORTS
PROTHETIQUES POUR
LA CERAMIQUE EN
PROTHESE FIXEE
Mémoire présenté au
Brevet Technique des Métiers
Lille
2008
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Alliages et supports prothétiques pour la céramique en prothèse fixée
DELOGE Bastien
PROTHETIQUES POUR
LA CERAMIQUE EN
PROTHESE FIXEE
Mémoire présenté au
Brevet Technique des Métiers
Lille
2008 en prothèse fixée
Alliages et supports prothétiques pour la céramique
Bastien DELOGE
BTM 2008
2
Bastien DELOGE
BTM 2008
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Remerciements
Au Chirurgien-dentiste et ami, Jean-Marcel Ghienne, pour m’avoir fait découvrir ce
métier qui me plait tant, ses conseils et l’expérience qu’il m’a apportés, son apport de
documentation pour la rédaction de ce mémoire. Merci Grand !
A mon employeur, Mr Olivier Cordelette, pour ces 4 années d’apprentissage, les
méthodes de travail qu’il m’a inculqué, son savoir-faire et expérience partagés.
A mes professeurs, Mr Bielsky et Mr Carton, pour leurs conseils avisés et la
"gestion du temps", au long de ces 2 années d’apprentissage en BTM, nécessaire à la
rédaction de ce mémoire.
A mon professeur de pratique, Mr Richard Bacquié, pour le respect de la pratique et
la méthodologie qu’il nous a enseignés, et pour les documents précieux qu’il m’a fourni,
très utiles et intéressants.
Au représentant de la société PXDental, Mr Dominique Detrez, pour les documents
qu’il m’a fourni, et désolé pour la clée volée ! Un grand merci !
A tous les autres représentants, des sociétés Flamarc, Metalor, Bredent, Komet …
pour les brochures et divers documents qui m’ont aidé dans la rédaction de ce mémoire.
A mes parents, pour l’éducation qu’ils nous ont inculquée, le respect et la valeur
des choses, et pour tous les moyens qu’ils ont mis en œuvre pour en arriver là ou nous
sommes. Je vous aime !
A tous mes jussiés et particulièrement ceux qui m’ont apporté quelque chose pour
la réalisation de ce mémoire, Anne et Manu, Flo, Jak, Geo, Pin’s, Elodie, mais aussi à tous
les autres, Stef, Max, Xav Pierre, Nicolas et Agnès … pour tout, parce que vous … c’est
VOUS !
Bastien DELOGE
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PROTHETIQUES POUR
LA CERAMIQUE EN
PROTHESE FIXEE
Bastien DELOGE
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SOMMAIRE
INTRODUCTION ............................................................................. 9
I LES ALLIAGES ............................................................................11
A Généralités ............................................................................. 12
1°/ De l'atome au métal .............................................................................. 12
2°/ Comportements mécaniques ................................................................ 14
a ) Déformations élastiques.................................................................. 15
b ) Déformations plastiques ................................................................. 15
c ) Ruptures ..................................................................................... 15
La rupture ductile............................................................................................................... 16
La rupture fragile ............................................................................................................... 16
La rupture par fatigue ...................................................................................................... 16
La rupture par fluage ........................................................................................................ 16
La rupture par corrosion sous tension ....................................................................... 17
3°/ Propriétés des métaux ......................................................................... 17
a ) Propriétés physiques ..................................................................... 17
Limite d'élasticité ............................................................................................................... 17
La résistance à la traction .............................................................................................. 18
La conductibilité ................................................................................................................. 18
La coulabilité........................................................................................................................ 18
La densité ............................................................................................................................. 19
La ductilité ............................................................................................................................ 19
La dureté ............................................................................................................................... 19
Allongement à la rupture ................................................................................................ 20
La striction ............................................................................................................................ 20
Compatibilité Céramique Métal .................................................................................... 20
• La dilatation thermique ................................................................................ 20
• L'adhésion céramique métal......................................................................... 20
b ) Propriétés chimiques ...................................................................... 21
Corrosions ............................................................................................................................. 21
• Les facteurs de la corrosion.......................................................................... 22
• La corrosion intergranulaire ......................................................................... 23
• La corrosion par piqures .............................................................................. 23
• La corrosion galvanique ............................................................................... 23
• La corrosion caverneuse .............................................................................. 23
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• Corrosion par frottement.............................................................................. 24
• Précautions de lutte contre la corrosion......................................................... 24
Biocompatibilité .................................................................................................................. 25
• Toxicité systémique..................................................................................... 25
• Toxicité locale ............................................................................................. 26
• Toxicité loco-régionale ................................................................................. 26
• Toxicité générale......................................................................................... 27
• Allergies ..................................................................................................... 27
B Types d'Alliages ...................................................................... 28
1°/ Alliages non précieux ............................................................................. 29
a ) Alliages à base de nickel.......................................................... 29
Généralités ........................................................................................................................... 29
Rôles des constituants ..................................................................................................... 30
Propriétés mécaniques et physiques .......................................................................... 30
Aptitudes à la liaison métal-céramique ..................................................................... 31
Biocompatibilité et corrosion ......................................................................................... 31
b ) Alliages à base de Cobalt .......................................................... 31
Généralités ........................................................................................................................... 31
Propriétés mécaniques et physiques .......................................................................... 32
Aptitudes à la liaison céramo-métallique .................................................................. 32
Biocompatibilité et corrosion ......................................................................................... 32
2°/ Alliages précieux........................................................................ 32
a) Généralités ..................................................................................................................... 33
b ) Rôle des constituants ................................................................................................ 33
• L’or ............................................................................................................ 33
• Le cuivre .................................................................................................... 33
• L’argent ..................................................................................................... 33
• Le platine ................................................................................................... 34
• Le palladium ............................................................................................... 34
• Le zinc ....................................................................................................... 34
• L’irridium .................................................................................................... 34
• Le ruthénium .............................................................................................. 34
• Le gallium, l’indium, et l’étain ...................................................................... 34
•
c ) Propriétés physiques, mécaniques et thermiques ....... 34
•
d ) Aptitudes à la liaison céramo-métallique ...................... 35
e ) Corrosion et biocompatibilité .................................................................................. 36
3°/ Le titane ......................................................................... 36
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a ) Généralités .................................................................................................................... 36
b ) Propriétés mécaniques et physiques ................................................................... 36
c ) Rôle des constituants................................................................................................. 37
d ) Corrosion et biocompatibilité.................................................................................. 37
e ) Aptitudes à la liaison céramo-métallique ........................................................... 38
II Supports prothétiques à base de céramique ..............................39
A Généralités ............................................................................... 40
1°/ Propriétés mécaniques ............................................................... 41
a ) Dureté................................................................................................... 41
b ) Résistance mécanique en flexion .......................................................... 41
c ) Résistance à la rupture ......................................................................... 42
d ) Coefficient de dilatation thermique ....................................................... 43
2°/ Propriétés chimiques ................................................................. 43
a ) Solubilité chimique.................................................................... 43
b ) Biocompatibilité ....................................................................... 43
c ) Liaisons céramo-céramiques ....................................................... 44
B Types de support...................................................................... 44
1°/ L'alumine ................................................................................... 44
a ) Conception de l’armature ........................................................... 45
b ) Composition et propriétés physicochimiques .................................. 45
c ) Propriétés biologiques ............................................................... 46
2°/ La zircone .................................................................................. 46
a ) Conception de l’armature ............................................................ 46
La zircone HIP ...................................................................................................................... 47
La zircone TZP ..................................................................................................................... 48
b ) Composition et propriétés physicochimiques................................... 48
c ) Biocompatibilité ........................................................................ 48
III Discussions .............................................................................50
A Critères de choix d’un alliage métallique .................................... 51
B Critères de choix d’un support céramique ................................... 52
C Indications à respecter .............................................................. 53
D Normes ..................................................................................... 55
CONCLUSION ...............................................................................57
BIBLIOGRAPHIE............................................................................58
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INTRODUCTION
Si votre dent est abîmée ou trop fragile, une
nouvelle
couronne
en
céramique
est
probablement la meilleure solution pour vous. La
pose est rapide et le résultat final est
remarquable.
Le procédé consiste en la fabrication d'une chape, en métal (le plus souvent alliage) ou en
céramique (alumine, zircone ...), sur laquelle sera montée et cuite de la poudre céramique
pour restituer le volume et la teinte de la dent à remplacer.
La couronne artificielle recouvre le "moignon" de la dent préparée au préalable et paraît
identique à la dent d’origine, lui restituant également sa fonction de mastication et son
esthétique.
L’or (seul ou non) a souvent été le seul métal utilisé en bouche pour la fabrication de
prothèses dentaires, apprécié pour sa malléabilité et sa tenue non corrosive en milieu
salivaire.
Pour les patients les moins fortunés, il était associé à divers métaux. Combien de
laboratoires, combien de praticiens coulaient pèle mêle bijoux, anciennes prothèses et plots
d'alliages pour élaborer une couronne ou un bridge.
En ces temps, tout était alors encore très simple, jusqu'au jour ou le prix de l'or a atteint
des sommets, et pour pouvoir satisfaire aux exigences de la majorité des patients, divers
alliages ont vu le jour, semi-précieux, non précieux.
Apparurent alors les premiers problèmes de corrosion, de bimétallisme. Cette "anarchie"
imposa alors l'instauration d'une règlementation.
La sélection d'un ou de plusieurs alliages, pour un patient, n'est pas un acte anodin. Le
praticien est le seul responsable des travaux qu'il a entrepris sur son patient et tous les
risques qu'il lui fait encourir, tout échec résultant d'une mauvaise décision thérapeutique
pourront lui être, par la suite, reprochés.
En effet ce choix peut entraîner des conséquences :
- immédiates, en fonction de l'historique médico-dentaire du patient ;
- médiates, en fonction du ou des matériaux ;
- à long terme, en fonction de l'évolution de l'état bucco-dentaire du patient.
L'examen clinique guide, en premier lieu, ce choix. Le praticien doit être vigilant aux divers
traitements préexistants qui peuvent faire appel à différents métaux et alliages. Il convient
aussi de noter la présence éventuelle d'un piercing et la nature du métal, et si besoin, de
préconiser son retrait avant la réalisation de nouvelles reconstitutions prothétiques.
Depuis bien longtemps, l'homme a cherché à utiliser les progrès techniques et ceux de la
science pour améliorer son quotidien et rechercher plus de confort.
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La prothèse dentaire n'échappe pas à cette règle. On voit alors apparaître vers la fin des
années 1990, de nouveaux matériaux destinés à la prothèse dentaire, très proches de
l'aspect de la dent naturelle, et particulièrement appréciés pour leurs qualités esthétiques
On les appelle alors couronnes céramo-céramique, en opposition avec les céramométalliques.
Une véritable "étude de marché" est donc nécessaire avant d'entreprendre la conception et
la réalisation de prothèses.
Ce sont tous ces aspects qui seront traités dans ce mémoire. Quels sont exactement les
matériaux utilisés comme supports pour la céramique ? Quelles sont leurs propriétés ?
Quels sont les avantages / inconvénients de chacun des supports envisageables ? Dans
quels cas utiliser tel matériau plutôt qu’un autre ? A quelles normes doivent répondre les
supports de reconstruction céramique ?
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LES ALLIAGES
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A Généralités
1°/ De l'atome au métal
Un alliage est par définition un mélange de plusieurs métaux associés par fusion. C'est le
produit métallique obtenu en incorporant à un métal, un ou plusieurs éléments. Le composant
principal est le métal de base ; les autres étant appelés correctifs.
Ce produit métallique est le mélange partiel ou total, à chaud ou à froid d'un métal avec un ou
plusieurs métaux1 ou métalloïdes2.
A l'état solide, les métaux peuvent être considérés comme un empilement régulier d'atomes
représentés dans le modèle le plus simple, par des sphères dures.
Chaque atome est constitué :
- d’un noyau
- d'électrons qui se déplacent dans l'espace autour du noyau. Ces électrons que l'on retrouve
en nombre variable dans chaque atome sont tous identiques. Un électron porte une charge
électrique. C'est une particule élémentaire constitutive de la matière qui joue un rôle très
important; dans les métaux, elle est notamment responsable de la conduction de la chaleur et
de l'électricité.
Si l'on pénètre plus avant, au sein des noyaux, on constate qu'ils sont tous formés à partir de
deux "briques" (on dit particules) élémentaires, identiques dans tous les atomes :
- des protons qui portent une charge électrique mais de signe opposé à celle de l'électron;
- des neutrons mais qui ne porte pas de charge électrique; ils sont dit électriquement neutres.
Dans un atome stable, le nombre d'électrons, est égal au nombre de protons ; les charges
négatives équilibrent les charges positives ; la charge électrique de l'atome est donc nulle. Ce
nombre d'électrons ou de protons (ou numéro atomique Z), caractérise un élément; les atomes
des différents éléments connus ne différent que par ce nombre. Par contre, pour un même
élément, le nombre des neutrons peut varier légèrement, ce qui donne donc des atomes qui
sont constitués du même nombre d'électrons, du même nombre de protons mais d'un nombre
variable de neutrons. On les appelle des isotopes du même élément qui est défini par le nombre
d'électrons (et de protons).
Pour ce qui concerne les électrons, il est suffisant ici (mais pas rigoureusement exact) de
considérer qu'ils se déplacent autour du noyau sur des orbites circulaires ou elliptiques dont les
plans ne sont pas fixes dans l'espace. On représente d'ailleurs souvent un atome sous la forme
d'un système planétaire ce qui conduit a définir une notion très pratique ; la sphère atomique
centrée sur le noyau et dont le rayon caractérise l'espace occupé par les électrons.
1
Un métal est un élément chimique très commun. A l'état solide, un métal présente un éclat particulier, il émet un son
métallique lorsqu'il est frappé et il est bon conducteur de la chaleur et de l'électricité.
Un métal est plus ductile et malléable qu'un autre élément non métallique, il s'ionise positivement lorsqu'on le met en
solution.
Il existe les métaux précieux et les métaux non précieux.
2
Un métalloïde est un élément chimique qui ne s'ionise pas positivement en solution, mais qui est bon conducteur de la
chaleur et de l'électricité, sans être malléable ou ductile.
Ces éléments sont le carbone, le silicium et le bore. Ils ont un caractère semi-metallique et peuvent s'aller aux métaux et
produire des combinaisons importantes.
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Pratiquement on définit des couches dans lesquelles se trouvent les trajectoires des électrons;
ces couches sont repérées par les lettres K, L, M, N, O … La couche K est la plus proche du
noyau et les autres couches s'en éloignent progressivement. La couche K ne peut contenir que 2
électrons, la couche L peut en contenir 8, la touche M 18, la couche N 32 …
Ces couches se subdivisent elles-mêmes en sous couches :
La couche L :
1 sous-couche à 2 électrons max
La couche M :
1 sous-couche a 10 électrons max
La couche N :
1 sous-couche
1 sous-couche
1 sous-couche
1 sous-couche
à
à
à
à
2 électrons max
6 électrons max
10 électrons max
14 électrons max
Etc.
Représentation
schématique d’une
molécule
Une couche garnie de tous ses électrons est très stable; par contre une couche dans laquelle il
manque 1 ou quelques électrons tendra à combler son déficit en prenant les électrons
manquant à un autre atome et une couche pauvre en électrons aura, au contraire, tendance à
donner ses électrons à un autre atome. De ce fait l'état des couche les plus éloignées du noyau
est très important car il correspond aux électrons les plus écartés du noyau donc à ceux qui lui
sont liés par les forces les moins importantes. Ils pourront donc être enlevés (le résidu est
chargé électriquement
atome ionisé), échangés, partagés; de ces possibilités découle le
comportement de l'atome vis-à-vis d'autres atomes et notamment les possibilités de réactions
chimiques.
Ces conditions ont conduit à classer les éléments en les regroupant en fonction de l'état de
leurs couches extrêmes, classification dite périodique présentée parfois sous la forme que lui a
donné Mendeleiev. Une telle classification fait apparaître des familles d'éléments ayant des
couches électroniques externes également chargées (ou pauvres) en électrons.
Pour l'hélium, He, la couche K est saturée avec 2 électrons : cette situation correspond à une
très grande stabilité des électrons sur la couche externe; He fait partie des gaz dits inertes.
Pour l'oxygène, O, la couche L contient 6 électrons dont 2 dans la sous-couche Ls (saturation) et
dans la sous-couche Lp (manquent 2 électrons pour obtenir la saturation); O prendra et
acceptera facilement 2 électrons (donc tendance à Ionisation, donc charge négative, donc anion)
comportement caractéristique des métalloïdes .
Pour l'aluminium, la couche M contient 3
électrons dont 2 dans la sous-couche Ms
(saturation) et 1 dans la sous-couche Mp
(manquent 5 électrons pour obtenir la
saturation); Al perdra et donnera facilement
ses 3 électrons de la couche M (donc tendance
à ionisation, donc charge positive, donc cation)
comportement caractéristique des métaux.
Pour constituer la matière solide les atomes se
regroupent et s'unissent grâce à l'intervention
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de forces de liaisons.
Les liaisons entre atomes (on dit que ces liaisons sont inter atomiques) qui vont permettre la
formation des corps solides dépendent essentiellement de l'état des couches électroniques
périphériques; selon ce que deviennent les électrons qui les occupent, ces liaisons peuvent être
de divers types.
Dans le cas des métaux, les électrons des couches périphériques abandonnent leur atome
respectif et créent un "nuage" d'électrons libres qui circulent librement dans le solide métallique.
Les atomes qui ont perdu ces électrons ne sont plus électriquement neutres; ils sont chargés
positivement (on dit qu'ils sont "ionisés"). Des forces d'attraction électrostatique apparaissent
alors entre les atomes ionisés et les électrons du nuage (qui est négatif). L'équilibre est assuré
par les effets répulsifs apparaissant entre les atomes ionisés tous électropositifs. Ce type de
liaison, dit métallique est propre aux métaux. L'existence d'un nuage d'électrons libres
engendre des propriétés particulières de ces matériaux: la conductivité électrique et la
conductivité thermique. Elles sont caractéristiques des métaux.
Mais ces positions d'équilibre ne sont pas occupées en permanence par les atomes; en effet,
l'agitation thermique (l'effet de la température) provoque des mouvements de ces atomes
ionisés qui, sans cesse, se déplacent en oscillant autour de leur position d'équilibre; l'amplitude
de ces oscillations est d'autant plus grande que la température est plus élevée, elle tend, par
contre, vers zéro quand la température approche du "zéro absolu" (-273°C). Cette agitation,
dont l'amplitude croit quand la température s'élève, provoque un déplacement de la position
moyenne de chaque atome qui engendre une augmentation de la distance entre atomes ionisés;
cette augmentation est la cause de la dilatation que l'on constate quand on chauffe un métal.
On voit que, si l'élévation de température est importante et que par voie de conséquence
l'augmentation de la distance est grande, la force d'attraction devient très faible, situation qui
va conclure à l'état liquide.
2°/ Comportements mécaniques
Lorsque l'on soumet un morceau de métal à l'action d'une force, on peut le rompre, mais si
cette force n'est pas trop grande, on constate que le bloc ne fait que se déformer. Lorsque l'on
supprime l'effort, cette déformation peut évoluer de deux façons différentes :
-
elle disparaît et le bloc reprend sa forme initiale ; la déformation est donc réversible;
elle est dite élastique.
-
elle ne disparaît pas totalement ; il subsiste une déformation permanente qui modifie
la géométrie initiale du bloc. Cette partie de la déformation qui n'est pas réversible est
dire "plastique".
L'expérience montre qu'il existe un niveau d'effort en deçà duquel la déformation reste
élastique et au-delà duquel apparaît une déformation "plastique"; ainsi est définie la "limite
d'élasticité". Au-delà de cette limite, quand l'effort augmente, la déformation plastique croit et
s'achève au moment de la rupture.
Nous allons nous intéresser à ces trois processus :
-
la déformation élastique
-
la déformation plastique
-
la rupture
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a ) Déformations élastiques
Le comportement élastique (réversible) correspond
à de petits déplacements (réversibles) des atomes
autour de leurs positions d'équilibre.
Sous l'action d'une force de traction extérieure, les
atomes s'écartent dans la direction de cette
dernière. Comme nous l'avons déjà vu, apparaît de
ce fait une réaction qui tend à les rapprocher et qui
équilibre l'effort extérieur par le jeu des forces de
liaison. Ce mouvement des atomes génère la
déformation qui se traduit ici par un allongement
dans le sens de la force exercée.
Le comportement élastique des métaux est
généralement
linéaire,
c'est-à-dire
que
les
déformations sont proportionnelles aux efforts
appliqués.
Schéma d'une déformation élastique
sous un effort de traction
Dans le cas des métaux, la déformation élastique sous effort unidirectionnel s'accompagne
d'une augmentation (réversible) de son volume.
En compression le comportement élastique d'un métal est semblable à celui décrit en traction.
Dans le sens de l'effort appliqué, les atomes se rapprochent et développent donc des réactions
de répulsion qui équilibrent l'effort appliqué tandis que, dans le plan perpendiculaire à ce
dernier, les atomes tendent à s'écarter, provoquant un gonflement.
b ) Déformations plastiques
La déformation plastique est la déformation irréversible d'une pièce ; elle se produit par un
réarrangement de la position des atomes qui ne se déplacent alors plus autour de leur position
d’origine.
Lorsque que l'on sollicite une pièce, un objet (on le tire, on le comprime, on le tord...), celui-ci
commence par se déformer de manière réversible (déformation élastique), c'est-à-dire que ses
dimensions changent, mais il reprend sa forme initiale lorsque la sollicitation s'arrête. Certains
matériaux, dits "fragiles", cassent dans ce mode de déformation si la sollicitation est trop forte.
Pour les matériaux dits "ductiles", lorsque l'on augmente la sollicitation, on déforme de manière
définitive la pièce ; lorsque l'on arrête la sollicitation, la pièce reste déformée. Ceci se produit
par un glissement des plans atomiques les uns sur les autres, à la manière des cartes à jouer
d'un paquet. Ce glissement de plans atomiques se fait grâce au déplacement de défauts
linéaires appelés "dislocations".
Il faut noter que, lorsque la température s’élève, l’agitation thermique permet aux atomes de
s’écarter d’avantage de leur position d’équilibre facilite donc les déplacements irréversibles ; la
contrainte de cisaillement nécessaire pour produire une déformation plastique diminue alors.
c ) Ruptures
La réalisation d’une déformation plastique de plus en plus importante conduit à la rupture du
métal, rupture qui peut prendre plusieurs aspects dépendant du ou des mécanismes en jeu.
C’est ainsi que l’on distingue :
Bastien DELOGE
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-
la rupture ductile
-
la rupture fragile
-
les ruptures « à temps » dues à des phénomènes complexes dont le développement
fait que la rupture n’intervient qu’après une durée de service qui peut être très
importante (des semaines, des mois, voire des années).
La rupture ductile
C’est un mode de rupture qui apparaît à l’issue d’une déformation plastique généralement
importante.
La rupture ductile s’amorce sur des particules présentes dans le métal (précipités, inclusions),
particules autour desquelles le métal se déforme plastiquement, ce qui entraîne dans le sens de
la déformation, un décollement de l’interface particule-métal et donc la création de micro
cavités. Celles-ci croissent au cours de la déformation et les ponts métalliques subsistants entre
elles s’amincissent et finalement se rompent.
La rupture fragile
Au contraire de la précédente, la rupture fragile n'est pas précédée d'une déformation plastique.
Elle peut revêtir deux aspects :
-
le clivage : le phénomène élémentaire est alors la rupture d'un grain par séparation le
long d'un plan du réseau cristallin ("décohésion").
-
la rupture intergranulaire : c'est la conséquence d'une décohésion qui se développe
dans les joints de grains et qui est due à une fragilité particulière de ceux-ci.
Pratiquement, on peut dire que les grains se "décollent" les uns des autres. La fragilité
des joints peut être engendrée par des précipités qui s'y sont formés ou par la
ségrégation de certaines impuretés.
La rupture par fatigue
Elle se développe sous des charges répétées un grand nombre de fois avec :
-
amorçage de fissure(s) sur des concentrations de contrainte et/ou dans des zones
ayant subi une déformation plastique ;
-
propagation lente de(s) fissure(s) ;
-
rupture brutale quand la section restante de métal (affaiblie par le développement des
fissures) ne peut plus supporter l'effort appliqué.
La rupture par fluage
Elle se produit à chaud, généralement sous charge statique, avec :
-
déformation plastique à chaud (avec glissements aux joints des grains ;
Bastien DELOGE
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-
formation de cavités, principalement dans les joints des grains ;
-
rupture brutale quand la section restante de métal (affaiblie par le développement des
cavités) ne peut plus supporter l'effort appliqué.
La rupture par corrosion sous tension
Elle se développe en plusieurs stades :
-
une phase d'incubation au cours de laquelle un processus local aggrave le phénomène
de corrosion et permet l'amorçage de fissures ;
-
une phase de propagation des fissures (en général assez rapide) ;
-
une rupture brutale quand la section non fissurée du métal est devenue trop faible.
Ces types de ruptures à temps se produisent sous des efforts inférieurs à la résistance du métal,
voire inférieurs à sa limite d'élasticité, ce qui exige donc une prise en compte particulière lors
du calcul d'une construction. Ils peuvent intervenir simultanément (fatigue-corrosion, fatiguefluage …)
3°/ Propriétés des métaux
Les propriétés des métaux caractérisent leur comportement face à différentes actions
extérieures, correspondant aux diverses conditions d'emploi. Globalement on constate que, d'un
point de vue pratique ces propriétés peuvent être classées en deux catégories, les propriétés
mécaniques et les propriétés chimiques
a ) Propriétés physiques
Dans ce domaine, les exigences sont diverses.
Tout d'abord, on attend d'une prothèse dentaire qu'elle ait des propriétés mécaniques (au sens
large du terme) aussi proches que possible voir supérieures à celles d'une dent naturelle. On
évitera notamment d'avoir une limite à la rupture inférieure à celle de l'émail qui est le
"revêtement naturel" d'une dent afin que la mastication normale n'endommage pas la prothèse.
Limite d'élasticité
La limite d'élasticité est la limite de la charge unitaire au-delà de laquelle le métal se déforme
d'une manière irréversible c'est-à-dire, qu'il ne conserve plus sa géométrie initiale. Elle est
mesurée au cours du début de l'essai de traction qui est l'essai mécanique de base; sa méthode
est décrite par la norme NF EN 10002. Il consiste à soumettre une éprouvette3 de forme définie
à un effort de traction croissant et à enregistrer les variations de la force appliquée et celles de
la déformation de l'éprouvette.
La limite d'élasticité est fixée conventionnellement dans le domaine de la prothèse dentaire à
250 MPa.
3
Une éprouvette est un instrument dont on se sert pour faire quelque épreuve.
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La résistance à la traction
La résistance à la traction est la charge maximale que peut supporter le métal soumis à une
traction pure. Au-delà de cette valeur de la charge unitaire apparaît le phénomène d'instabilité
qui conduit à la rupture avec formation de la striction. Sa valeur est déterminée au cours de
l'essai de traction.
La résistance à la rupture est une grandeur conventionnelle puisqu'elle fait référence à la
section initiale de l'éprouvette mais elle représente une limite que les sollicitations ne doivent
pas atteindre pour éviter un risque de ruine.
La conductibilité
La conductibilité thermique est la propriété que possèdent tous les métaux de transmettre la
chaleur.
La conductibilité électrique est la propriété que possèdent tous les métaux de transmettre un
courant électrique.
La coulabilité
La coulabilité est la propriété que possèdent les métaux en fusion de pénétrer plus ou moins
facilement dans un moule. La coulabilité des métaux est très variable et difficilement mesurable.
Pour la tester, on procède par des essais comparatifs à l'aide de différents systèmes.
On utilise par exemple une éprouvette normalisée en colimaçon de section triangulaire, le
résultat s'exprime en longueur de spirale mesurée en cm.
En général plus l'intervalle de température de solidification est important (Différence entre la
température de liquidus4 et de solidus5 de l'alliage), moins bonne est la coulabilité.
TA la température de fusion du corps pur A ;
TB la température de fusion du corps pur B.
liquidus : au-dessus de cette courbe, le
produit est entièrement liquide
le solidus : en dessous de cette courbe, tout
le produit est solide
Entre le liquidus et le solidus, on a un
mélange solide-liquide.
4
Pour un matériau affecté par un processus de solidification, cristallisation ou fusion, le solidus d'un diagramme de phase
sépare le domaine où n'existe que du solide de celui où coexistent solide et liquide. À température croissante, croiser le
solidus revient à débuter une fusion partielle ; à température décroissante, cela revient à une solidification totale.
5
Pour un matériau affecté par un processus de fusion ou de cristallisation, le liquidus d'un diagramme de phase sépare le
domaine où le matériau est totalement fondu du domaine où coexistent un liquide et du solide. À température croissante,
croiser le liquidus revient à fondre totalement ; à température décroissante, cela revient à débuter une cristallisation
partielle.
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La densité
La densité est le rapport entre la masse du solide et la masse du même volume d'eau. Elle
s'exprime par un chiffre.
Pour parler du poids d'un métal on utilise son poids spécifique.
La densité nous permet de calculer la quantité de métal nécessaire à une coulée en multipliant
la masse de la maquette en cire par la densité du métal a couler.
La ductilité
La ductilité est l'aptitude d'un matériau à supporter une déformation permanente sans rupture.
Un métal qui peut être étiré facilement est ductile. La ductilité se mesure généralement en
évaluant le pourcentage d'élongation après fracture.
La dureté
La dureté caractérise la résistance à la déformation d'une
manière complexe qui fait que les résultats obtenus
constituent essentiellement des repères. Ceux-ci permettent
d'effectuer des classements, de vérifier la conformité avec les
exigences imposées et, en se référant à l'expérience du
praticien, d'estimer ce que sont les propriétés mécaniques du
métal.
De ce fait, l'essai de dureté est un essai mécanique très utile
et très pratiqué car il est rapide, relativement simple et peu
coûteux, ponctuel et pratiquement non destructif. Il est
réalisé selon différentes méthodes.
La plus utilisée consiste à enfoncer un pénétrateur de forme
définie dans le métal soumis à l’essai ; on caractérise ainsi la
résistance du métal à l'enfoncement, sous une charge
imposée. La grandeur de l'empreinte laissée par le
pénétrateur à la surface du métal constitue le paramètre pris
en compte pour le calcul de la dureté.
Test de dureté Vickers
Selon la méthode d'essai, on prend en compte :
-
soit la surface de l'empreinte par la mesure du diamètre ou de la diagonale de
l'empreinte selon que le pénétrateur est sphérique ou pyramidal. Les essais de dureté
Brinell (NF EN ISO 6506) et Vickers (NF EN ISO 6507) sont de ce type. La dureté du métal
est exprimée sous la forme du quotient de la charge par la surface de l'empreinte. Des
tables permettent d'obtenir directement la valeur de la dureté à partir des valeurs du
diamètre ou de la diagonale de l'empreinte.
-
Soit la profondeur de l'empreinte. En fait, on mesure l'accroissement de la profondeur
de pénétration du pénétrateur, résultant de l'application en deux temps (sous deux
charges différentes) du pénétrateur sur la pièce. Les essais de ce type sont les essais
Rockwell (NF EN ISO 6508).
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Allongement à la rupture
L'allongement à rupture est la première caractéristique de la ductilité mesurée à la suite de
l'essai de traction. Il se détermine après l'essai en rapprochant au mieux les deux moitiés de
l'éprouvette et en mesurant la longueur entre les repères définissant la base de mesure.
La striction
Le coefficient de striction est la deuxième caractéristique de la ductilité mesurée à la suite de
l'essai de traction. Il se détermine après l'essai en rapprochant au mieux les deux moitiés de
l'éprouvette et en mesurant le diamètre minimum dans la striction.
Compatibilité Céramique Métal
Dans le cas d'une reconstitution sur métal, on associe un matériau ductile (le métal) à un
matériau fragile (la céramique), ce qui, bien qu'utilisé couramment, ne constitue pas un cas
théoriquement idéal. Outre la réalisation de chocs thermiques décrits plus haut, deux
techniques de mesure permettent de nous renseigner sur l'intégrité des prothèses dans le
temps :
-
la mesure de dilatation thermique ;
-
la mesure d'adhésion céramique métal dite mesure de Schwickerat.
•
La dilatation thermique
L'augmentation de volume du solide avec la température à pour principale origine
l'augmentation d'amplitude des vibrations atomiques autour d'une position moyenne.
L'optimisation du comportement dilatométrique d'une céramique sur un métal passe par une
optimisation de ce coefficient de dilatation afin de mettre légèrement en compression la
céramique lors du refroidissement. En effet, les céramiques ont une résistance à la compression
très supérieure à leur résistance en tension. Ainsi est-il impératif que la courbe de dilatation
thermique de l'alliage se situe au dessus de celle de la céramique dès que l'on se situe à une
température inférieure au point de transition vitreuse.
•
L'adhésion céramique métal
Les prothèses céramo-métalliques mettent en jeu le couple métal céramique pour lequel chacun
des matériaux présente un comportement à la contrainte différent.
Lors d'un essai de traction, l'éprouvette métallique (matériau ductile) subit d'abord une
déformation réversible et proportionnelle à la contrainte (principe de la loi de Hooke), puis
apparaît une déformation irréversible jusqu'à la fracture.
La vitrocéramique (matériau fragile) a un comportement totalement différent. Sous l'effet d'une
contrainte de traction, il y a déformation élastique jusqu'à la rupture, sans déformation
permanente. La rupture de la céramique s'effectue de façon brutale sans être précédée
d'aucune phase de plasticité.
L'organisation internationale de normalisation a défini, en partenariat avec la profession, un test
normalisé (ISO 9693) connu sous le nom de test de Schwickerat.
Ce test définit précisément les conditions à remplir pour un couple donné céramique-métal.
Il consiste à soumettre une contrainte de flexion, une éprouvette de métal recouverte en son
tiers médian de céramique jusqu'à dissociation des matériaux. Différents phénomènes
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contribuent à l'optimisation de l'adhésion à l'interface entre le métal et la céramique. La
rugosité de surface contribue en premier lieu à l'accroche de la céramique sur le métal. Le type
de matériau de sablage, sa granulométrie, la pression utilisée, sont autant de paramètres qui
contribuent à modifier l'état de surface. L'oxydation du métal joue également un rôle (différent
selon le type d'alliage).
Deux types de phénomènes peuvent apparaître lors de la cuisson d'une céramique sur un
métal :
-
formation d'une nouvelle phase à l'interface ;
-
dissolution et/ou diffusion d'éléments au sein de la zone de transition.
La maîtrise des dégazages liés à ces couches d'oxydation doit alors être pris en compte afin
d'éviter l'apparition de bulles aux interfaces souvent synonymes d'une mauvaise préparation du
métal. Alors que dans certains cas une faible couche d'oxyde favorise l'adhésion, la présence
d'une couche d'épaisseur trop importante réduit sensiblement l'accroche.
b ) Propriétés chimiques
La première description d’un cas de "galvanisme oral" a été faite en 1754 par SULZER. Durant la
décennie 1870, l’utilisation des amalgames dentaires fut déclarée risquée pour la santé car ils
provoquaient de "l’électricité orale".
La salive, sécrétion d’une grande complexité, est l’élément essentiel de l’environnement buccal.
De nombreux éléments ont une influence sur ses propriétés : nature des aliments, liquides ou
médicaments ingérés ; variation de composition salivaire ; présence en plus ou moins grandes
quantités de plaque dentaire acidogène ou de tartre.
Les variations de pH constituent également un facteur important dans les risques de corrosion
endobcuccale.
Les liquides physiologiques peuvent constituer dans certains cas, un second électrolyte agissant
sur les reconstitutions dentaires. Ceci explique, que, même en milieu plus ou moins anaérobie
(sillons gingivo-dentaires et zones occluses), il puisse y avoir corrosion.
Le sang qui peut être présent dans la cavité buccale au niveau des zones tissulaires
enflammées ou traumatisées, constitue également un électrolyte particulièrement sévère.
Corrosions
Parler de corrosion électrochimique équivaut à parler de passage de courant qui entraine des
modifications de la plaque bactérienne, mais aussi des douleurs pulpaires.
Comme elle fait intervenir des réactions entre un métal ou un alliage métallique solide et un
milieu liquide ou gazeux, la corrosion est initialement un phénomène de surface mais son
développement peut conduire à une agression en profondeur. Aussi doit-on distinguer :
-
les conséquences superficielles de la corrosion qui provoqueront une altération de
l’aspect sans porter atteinte à la masse du métal et donc sans affecter sa tenue
mécanique ;
-
les conséquences en profondeur de la corrosion, conséquences qui engendreront,
d’une part, une baisse des performances mécaniques par diminution de la section
résistante et, éventuellement, d’autre part, une perte d’étanchéité.
Bastien DELOGE
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Pour plus de compréhension, cette réaction peut être scindée en
deux demi-réactions et expliquée de la sorte :
-
un ion métallique quitte le métal et passe dans la
solution en libérant des électrons dans le métal. Le métal
perd des électrons : c’est une réaction d’oxydation ou
réaction anodique.
-
une espèce en solution vient au contact du métal
prendre les électrons libérés par celui-ci. L’espèce en
solution gagne des électrons : c’est une réaction de
réduction ou réaction cathodique.
Une pièce métallique plongée dans un électrolyte constitue ce
qu’en électrochimie on appelle une électrode. De même qu’en
électrochimie deux électrodes constituent une pile, il y a création
d’une pile de corrosion lorsque :
Schématisation des
réactions cathodique et
anodique dans le cas de
corrosion galvanique.
-
deux métaux différents ayant une liaison électrique entre eux sont plongés dans un
même électrolyte.
-
Deux parties d’une même pièce métallique baignent dans un électrolyte qui présente
une hétérogénéité entre deux zones de contact.
Cela conduit aux deux groupes principaux de piles de corrosion :
Piles dont les électrodes sont différentes
La différence peut résider dans la nature même des métaux aboutissant à un phénomène de
couplage galvanique qui peut exister entre un inlay-core en alliage non précieux sur lequel est
réalisée une couronne en alliage précieux.
Il est en particulier nécessaire de parfaitement bien maitriser les techniques de coulée des
alliages utilisés et de veiller à ce que le polissage des pièces soit réalisé de façon uniforme.
Piles de concentration
Un métal est en contact avec un électrolyte dont la concentration, d’un élément particulier,
n’est pas homogène. C’est le cas entra la limite cervicale d’une couronne qui peut être sous
gingivale et la table occlusale. La teneur en oxygène de la salive et son pH ne seront pas les
mêmes en ces deux points.
•
Les facteurs de la corrosion
De très nombreux paramètres tels que la composition, la structure cristallographique, la mise en
œuvre des matériaux métalliques ont une influence sur les processus de corrosion.
Les défauts du cristal constituent des sites potentiels d’attaques préférentielles pour des
phénomènes de corrosion électrochimique. C’est ainsi que les dislocations, les craquelures ou
critiques, et le travail à froid vont jouer un rôle sur la corrosion.
Les effets du travail à froid (polissage, dégrossissage, usinage, etc.) ont une importance non
négligeable sur le phénomène de corrosion.
L’utilisation de matériaux de compositions différentes est également un facteur de corrosion,
car il crée des différences de composition de l’électrolyte (ici la salive, milieu salivaire).
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L’état de surface du matériau joue un rôle très important sur la résistance à la fatigue et sur la
corrosion de l’élément prothétique. Par ailleurs, les défauts accidentels de surface (avivage
poussé ou rayures isolées) constituent autant de générateurs potentiels de piqûres et de
crevasses localisées. La nature du polissage de la surface prothétique métallique, insérée dans
le milieu buccal, est un paramètre pour le comportement électrochimique et la biocompatibilité.
Le rapport des surfaces entre anode et cathode jour un rôle dans le rendement de la pile.
Lorsque la surface de l’anode est faible en regard de la surface de la cathode, la corrosion de la
partie anodique est en principe accélérée ; le contraire est également vrai, lorsque le rapport
des surfaces est inversé, les manifestations perceptibles de la corrosion sont fortement
diminuées.
Dans un électrolyte peu ou moyennement conducteur, le rendement de la pile augmente
lorsqu’on rapproche les électrodes.
•
La corrosion intergranulaire
Il s’agit d’une corrosion localisée au niveau des joints de grains. Au niveau des alliages, la
corrosion intergranulaire peut apparaître dans des environnements contenant des chlorures
(salive, fluides physiologiques ….), surtout si elle est associée à des contraintes sous tension ou
de la fatigue.
•
La corrosion par piqûres
Les métaux dits passifs (protégés par une fine couche d’oxyde) peuvent aussi être attaqués par
piqûration, lorsqu’il se produit une rupture localisée du film de passivité. C’est le cas notamment
des alliages à base de nickel et de chrome qui sont susceptibles de se piquer dans certaines
conditions d’environnement, comme par exemple, en présence d’ions chlorures.
Un travail à froid, trop sévère, augmente la susceptibilité à la piqûration des aciers inoxydables
austénitiques6. Des additions de molybdène dans l’alliage peuvent la réduire.
•
La corrosion galvanique
Il s’agit de l’attaque préférentielle de la phase la moins noble d’un alliage comportant deux
phases ou de la corrosion pouvant exister entre au moins deux matériaux métalliques placés
dans le même environnement. Il y a formation d’une pile. La partie la moins noble est l’anode et
la plus noble la cathode. Il faut retenir que plus l’anode est de petite taille, plus la vitesse de
dissolution est élevée. Ce fait à une grande importance dans notre pratique clinique, en
particulier lors du choix des alliages pour brasures et des alliages pour réalisation de structures
sur des implants dentaires.
•
La corrosion caverneuse
Elle est due, soit à la différence d’accessibilité de l’oxygène entre deux parties d’une structure,
soit au non renouvellement de l’électrolyte dans la caverne avec diminution du pH par
hydrolyse 7 du métal. On observe une attaque sélective du métal dans les fentes existantes
entre les implants et les suprastructures prothétiques ou autres endroits peu accessibles à
l’oxygène.
6
La grande majorité des aciers inoxydables est austénitique, car ils combinent de bonnes résistances à la corrosion avec
des propriétés mécaniques plus élevées que l'acier ferritique. L'austénite est une solution solide de carbone dans l'allotrope
γ du fer, qui est stable entre 911°C et 1 392°C.
7
L'hydrolyse d'une substance est sa décomposition par l'eau grâce aux ions H+ et OH- provenant de la dissociation de l'eau.
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•
Corrosion par frottement
C’est la détérioration qui se produit à l’interface de deux surfaces en contact, suite à la
conjugaison de la corrosion et d’un faible glissement réciproque des deux surfaces. Un crochet
de plaque base métal prenant appui sur une couronne détruit le film passif conducteur, ce qui
entraine une accélération du phénomène de corrosion.
•
Précautions de lutte contre la corrosion
Un certain nombre de recommandations pratiques peuvent être utilement retenues :
-
Le fabricant doit veiller a l’uniformité de l’alliage : contrôle rigoureux des compositions,
éviter les ajouts d’éléments d’alliages peu nobles.
-
La mise en œuvre des métaux et alliages au laboratoire de prothèse doit être
irréprochable (éviter les défauts de fonderie, contrôle précis des températures de coulée,
utiliser des creusets en fonction de l’alliage utilisé, ne pas réutiliser d’anciennes
masselottes, maitriser les procédures de refroidissement, polir parfaitement les surfaces
pour supprimer toute oxydation superficielle, prévoir un traitement thermique final de réhomologation).
-
Le choix des métaux ou alliages utilisés pour la réalisation des prothèses est un acte
majeur. Le praticien doit s’assurer auprès du fabricant que les propriétés
électrochimiques du matériau ont été évaluées et qu’elles sont satisfaisantes. D’après la
directive européenne 93/42/CEE, il s’agit d’une prescription engageant la responsabilité
du praticien.
-
Le praticien doit examiner les alliages déjà existants dans la cavité buccale afin de
prendre en compte les éventuels risques de corrosion galvanique. Il faut dans la mesure
du possible limiter le nombre des matériaux utilisés (par exemple faux moignon et
suprastructure dans le même métal ou alliage
sont recommandés).
-
Il faut abandonner les matériaux qui
présentent des courbes de courants de
corrosion supérieurs à 10 micro-ampères dans
la plage de potentiels allant de 0 à 500mV.
-
Il faut également, dans la mesure que la
courbe de sélection des alliages a été faite,
combiner des alliages pouvant présenter des
différences de potentiels 8 standards allant
jusqu’à 200mV. A éviter cependant pour tout
patient ayant à un moment quelconque
manifesté des symptômes faisant suspecter
une possible sensibilité à la corrosion buccale.
-
Il vaut mieux éviter d’introduire en bouche de
l’or pur ou du platine pur en combinaison avec
des métaux présentant un potentiel standard
inférieur à 150mV.
8
Le potentiel de corrosion correspond au potentiel pour lequel la densité de courant partiel de dissolution du métal est égal
et opposé à la densité de courant partiel de réduction des oxydants.
Bastien DELOGE
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La résistance à la corrosion constitue un critère de choix aussi important que les autres
propriétés métallurgiques et physiques des métaux de reconstitution prothétiques.
Biocompatibilité
Les alliages dentaires sont de compositions très variées. Même si un alliage comporte
généralement de 4 à 8 constituants, ce sont au total 25 composants différents que l’on retrouve
dans l’ensemble des alliages dentaires.
Cette complexité et cette diversité expliquent la difficulté à apprécier leur biocompatibilité au
regard de leur composition. Cette dernière est en outre le plus souvent exprimée en
pourcentage massique alors que pour avoir une meilleure représentation des quantités
d’atomes constituant un alliage, la composition en pourcentage atomique serait préférable.
Un autre point important de la description d’un alliage est sa microstructure. Deux alliages de
composition proche peuvent présenter, pour la même température, des microstructures
différentes. De la même manière, pour une même composition, on peut avoir un alliage
homogène ou hétérogène suivant les traitements thermiques auxquels ils ont été soumis.
Ces différences de microstructure ont des conséquences sur la résistance à la corrosion de
l’alliage et donc sur sa biocompatibilité. Les alliages de microstructure hétérogène se corrodent
généralement plus et libèrent donc une quantité plus importante d’éléments.
•
Toxicité systémique
Il est possible de déterminer in vitro la quantité et la nature des éléments relargués mais cela
ne suffit pas à déterminer la biocompatibilité des alliages.
Il est important de noter que les éléments sont relargués dans la cavité buccale, mais seule leur
pénétration dans l’organisme entraine une action systémique9.
La présence d’éléments provenant des alliages constitutifs de prothèses dentaires dans les
gencives ou la langue est prouvée. C’est par exemple le cas du cobalt et du nickel chez les
porteurs de prothèses adjointes partielles. Il faut néanmoins rapporter les quantités d’éléments
relargués par les alliages dentaires aux quantités absorbées pendant l’ingestion d’aliments.
Estimation de la dose journalière ingérée et de la masse libérée moyenne.
On constate que les doses ingérées quotidiennement, lors des repas, sont très supérieurs aux
quantités apportées par la présence d’alliages en bouche. Bien que ces valeurs de doses
9
Une action systémique est une action qui touche l'organisme dans son ensemble.
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ingérées quotidiennement ne puissent certifier l’innocuité10 d’un métal, on constate, de façon
empirique, que ces valeurs n’entrainent pas de troubles à long terme.
Une comparaison avec les valeurs relarguées par des implants orthopédiques est intéressante.
Des études montrent que du titane issu de prothèses de hanche est retrouvée en quantité
importante dans le sérum et le foie. Les mêmes études, faites chez des personnes ayant des
implants dentaires, ne permettent pas de retrouver de trace de titane. La différence est due à la
surface développée des implants dentaires bien plus faible que celle d’une prothèse de hanche,
et au fait qu’il n’existe pas de phénomènes de friction dans le cas des implants dentaires. De
plus aucune étude n’a montré une élévation des quantités systémiques de métal en présence
d’alliages dentaires.
•
Toxicité locale
La réalisation de reconstitutions prothétiques en alliages métalliques différents entraine la
constitution de deux demi-piles. La fermeture du circuit peut se faire lors des mouvements de la
mandibule, par un objet conducteur porté en bouche ou par les tissus mous. Il peut se produire
alors un choc électrique pulpaire ressenti par le patient comme une douleur aigue pouvant
durer quelques minutes à chaque fermeture du circuit. Ces douleurs s’atténuent généralement
en une à trois semaines par épuisement de la pile (polarisation des électrodes ou passivation).
Dans ces cas précis, la migration des ions métalliques n’est pas prise en compte, mais son
existence entraine bien d’autres méfaits.
La conception défectueuse d’une prothèse adjointe ou la juxtaposition d’un alliage précieux et
d’un acier inoxydable peuvent avoir des répercussions sur la pérennité de la reconstruction
prothétique.
Même dans le cas où les reconstitutions prothétiques réalisées avec des alliages différents ne
sont pas au voisinage direct l’une de l’autre, la salive permet le passage d’un courant.
Constituée notamment de substances organiques (protéines, glucides …), et inorganiques
(acides, bases, gaz dissous …), des anions (Cl¯, F¯ …) et des cations (Ca††, Mg††…), cet
électrolyte véhicule les ions relargués au niveau de l’alliage le plus anodique ; Cette corrosion
des alliages les moins nobles, s’accompagnant d’un ternissement par surcharge d’ions, au
niveau des alliages les plus nobles.
La plaque cariogène se trouvant à proximité d’un métal vil
voit son pH diminuer. Il s’en suit une déminéralisation de
l’émail aboutissant à la création de carie dentaire.
•
Toxicité loco-régionale
Comme nous l’avons vu précédemment pour le pH de la
plaque cariogène, celui de la salive peut aussi être affecté par
le passage d’un courant. Un phénomène reflexe amène les
glandes salivaires à sécréter alors davantage pour compenser
cette modification et ramener le pH à sa valeur normale. Il
peut en résulter un excès de salive, qui s’il ne présente pas
d’inconvénients majeurs, peut du moins provoquer des
perlèches 11. En outre, cet hyperfonctionnement des glandes
salivaires pourrait entrainer une hypertrophie des glandes
sous maxillaires et sublinguales.
La libération d’ions métalliques dans les tissus environnants
peut avoir des répercussions multiples.
10
11
En séméiologie, la perlèche est une lésion cutanée inflammatoire parfois douloureuse, localisée au pli de la commissure
des lèvres. On note l'apparition de fissures, rougeurs, croûtes et saignements. Cette lésion est généralement bilatérale.
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Une teinte brune voire noirâtre de la gencive peut apparaître. C’est le cas par exemple d’un
tatouage de la gencive cervicale d’une dent supportant une couronne en acier inoxydable. Ce
tatouage est dû à la migration de particules métalliques oxydées au sein de la gencive. Les
tatouages les plus fréquents sont néanmoins dus aux particules d’argent relarguées par les
amalgames dentaires.
Suivant leur importance et leur nature, les ions métalliques libérés par les restaurations
dentaires peuvent entrainer, soit une inflammation, soit un effet toxique qui se traduit par une
altération de la muqueuse buccale et de la fibromuqueuse. Celle-ci n’est pas spécifique et se
retrouve généralement au niveau de la gencive, de la langue ou des commissures labiales.
Dans ces cas, les douleurs sont souvent importantes et à type de brûlure.
Si la zone qui se corrode est au niveau de la racine, il peut y avoir une libération d’ions
métalliques au niveau de l’os basal. La racine peut alors dans les cas les plus graves se fracturer
et l’os se résorber.
•
Toxicité générale
Il n’existe pas de pathologie générale uniquement due au passage du courant de corrosion. Ce
sont les ions libérés au cours du processus de corrosion qui, migrant dans le corps humain, vont
se fixer préférentiellement au niveau d’un organe cible, ou entrent en contact avec les cellules
de l’immunité.
La difficulté de l’évaluation de l’innocuité d’un alliage métallique tient au fait, qu’un même
métal peut selon sa concentration, sa durée d’exposition et sa voie d’administration être un
oligo-élément, avoir un effet toxique, avoir un pouvoir allergogène ou encore une action
cancérogène. C’est par exemple le cas du nickel ou du cobalt, tous deux couramment employés
pour la réalisation de prothèses dentaires. Nous comprenons bien que si un métal se fixe sur un
organe, il peut alors engendrer des troubles considérables.
Les manifestations allergiques aux alliages métalliques utilisés en prothèse dentaire peuvent
être l’apparition de dermatose de contact. Cette manifestation est généralement due à la
présence du nickel et du cobalt et un peu moins souvent du chrome. Généralement la
manifestation est indirecte, c'est-à-dire que l’on observe des dermatoses apparaissant le plus
souvent à distance sur les mains et les avant-bras. Pour cette raison, la relation entre l’éruption
eczémateuse et la prothèse dentaire est rarement faite.
Enfin nous pourrons citer parmi ces toxicités générales, la bérylliose due à la fixation de
béryllium au niveau des poumons, et des risques éventuels mais encore jamais démontrés de
cancérisation due au nickel, au cobalt ou au cadmium présents dans des prothèses dentaires.
•
Allergies
De façon classique, la survenue de manifestations allergiques au niveau de la muqueuse
buccale est très rare. Cependant "l’allergie" est fréquemment évoquée par les patients qui
incriminent, pour des manifestations variées, les matériaux présents en bouche mais il est
difficile de les distinguer les unes des autres, notamment dans la cavité buccale. En effet, la
réactivité des muqueuses est limitée. De même, identifier une allergie n’est pas toujours facile.
Nous connaissons les possibilités offertes par le test épicutané. Il consiste à appliquer des
substances sur la peau pour ensuite vérifier l’apparition éventuelle d’une réaction. Ce test n’est
toutefois pas aussi simple qu’il y parait.
L’allergie se définit comme une hypersensibilité de l’organisme provoquée par une réactivité
accrue du système immunitaire après sensibilisation préalable basée sur une réaction anticorpsantigène.
Tous ces systèmes réactionnels caractérisent le système immunitaire. Celui-ci peut toutefois ne
réagir qu’à des grosses molécules. Les métaux ne sont donc identifiés et combattus que
lorsqu’ils sont accouplés à des molécules assez importantes (protéines, acides nucléiques ou
Bastien DELOGE
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27
lipides). Les métaux réagissent donc comme ce que l’on appelle des haptènes 12 . C’est
seulement lors d’un accouplement par exemple aux protéines que le système immunitaire est
capable de réagir en formant des anticorps.
On distingue quatre types de réactions allergiques selon Gell et Coombs (anaphylaxie, réaction
cytotoxique, réaction par les complexes antigènes-anticorps, et réaction tuberculinique)
L’allergie aux métaux correspond essentiellement à un eczéma de contact. Il s’agit d’une
réaction d’hypersensibilité retardée (type IV, également dénommée réaction allergique de type
retardé.
Aussi ce phénomène nécessite une phase de sensibilisation en général silencieuse et de durée
variable qui sera suivie par une phase de révélation.
La confirmation de cette sensibilisation s’effectue par des patch-tests ou tests épicutanés dont
le but est de déclencher a minima une réaction eczématiforme cutanée après 48 heures de
contact avec l’allergène.
Au niveau buccal, les signes subjectifs sont au premier plan. Les patients rapportent en général
des brûlures, des paresthésies13, des douleurs ou une agueusie14. Il n’y a classiquement pas de
prurit15 au niveau de la muqueuse.
Les signes objectifs sont souvent discrets voire absents. Sont décrites des glossites, gingivites,
stomatites associant plus ou moins érythème, œdème, érosions, ulcérations ou plus rarement
des vésicules. Il peut s’agir aussi de chéilites16, de perlèche. L’atteinte péribuccale est fréquente.
Quel que soit le type de lésion, toute la difficulté réside à cibler les patients qui doivent être
testés et, dans un deuxième temps, à interpréter un test positif à un métal. En effet, la positivité
du test ne signifie pas pour autant qu’un métal est responsable des manifestations cliniques
rapportées et que sa suppression se soldera par la disparition complète de la symptomatologie.
Cette circonstance permet de conforter le diagnostic suspecté, mais ne l’affirme pas totalement
car elle n’élimine pas non plus une guérison spontanée.
Dans le cas de métaux destinés à l’incrustation de céramique, on ajoute alors des oxydants
d’adhérence afin d’optimiser la cohésion entre le métal et la céramique. Ces oxydants sont des
métaux se liant facilement avec l’oxygène. Les oxydes créés s’accumulent à la surface de
l’alliage et peuvent interférer avec la céramique cosmétique lors des étapes ultérieures de
travail. Ils contribuent à la force de cohésion. Les oxydes peuvent se détacher et engendrer des
détériorations locales lorsqu’ils ne sont pas éliminés assez vite par la salive. Une telle situation
peut entrainer des fissures. Un polissage soigné et un décapage éventuel limitent énormément
la libération d’ions. Même si le risque semble faible, on peut encore le réduire en évitant les
alliages dits universels.
B Types d'Alliages
La résistance des métaux est de 10 à 100 fois supérieure à celle des céramiques; un support
métallique permet donc de créer une restauration dentaire très résistante.
12
Du grec, haptein = se fixer à, synonymes : demi antigènes ou antigènes incomplets.
13
Trouble de la sensibilité, désagréable et non douloureux, donnant l'impression de palper du coton, et pouvant
s'accompagner d'une anesthésie.
14
Perte ou perturbation de la sensation gustative.
15
Le prurit est un symptôme fréquent qui recouvre une sensation de démangeaison de la peau, le plus souvent en rapport
avec des lésions dermatologiques.
16
La chéilite est l'inflammation des lèvres.
Bastien DELOGE
BTM 2008
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L’incorporation de traces d’étain ou de fer à l’alliage d’or était nécessaire pour permettre la
formation des oxydes superficiels requis pour le bon mouillage par la porcelaine et à la liaison
subséquente à la surface de l’alliage.
On a ensuite eu recours aux alliages de métaux communs pour concurrencer les alliages d’or.
Leur utilisation nécessite une technique plus complexe, mais ils sont maintenant bien établis sur
le marché. Une couche de céramique opaque, comme celle de verre à l’oxyde de titane, doit
être appliquée comme couche de base afin de masquer la teinte métallique des appareils
céramo-métalliques.
Autrefois, il existait la terminologie suivante :
Alliage binaire : alliage composé de deux éléments.
Alliage ternaire : alliage composé de trois éléments.
Alliage quaternaire : alliage composé de quatre éléments.
De nos jours, les alliages sont tellement sophistiqués (par leur nombre de composants) que ce
type d’appellation n’a plus cours. Nous utilisons plus facilement les termes suivant : les alliages
précieux (ors) ou contenant des métaux précieux et Les alliages non précieux.
1°/ Alliages non précieux
a ) Alliages à base de nickel
Généralités
Le nickel est un métal blanc argenté qui possède un éclat poli. Il fait partie du groupe du fer.
C'est un métal ductile (malléable). On le trouve sous forme combinée au soufre dans la millérite
et à l'arsenic dans la nickéline.
Son symbole chimique est Ni, c’est le 28e élément dans la classification des corps chimiques de
Mandeleïev. Sa masse volumique est de 8909 kg/m3 et sa masse atomique17 de 58,6934u.
Les alliages Nickel-chrome ont une densité proche de 8,4, évidemment variables en fonction des
alliages.
Les alliages nickel-chrome, encore appelés "superalliages", se sont développés dans l’industrie
vers 1930 pour répondre aux besoins d’alliages inoxydables résistant à haute température,
dans l’industrie aéronautique, puis dans tous les domaines de l’industrie. Au niveau
odontologique, il faut attendre les années 60 pour voir leur usage se développer dans les
constructions prothétiques fixées, unitaires ou plurales.
Actuellement, les compositions pondérales des alliages du type nickel-chrome sont variables
selon les fabricants. Elles sont précisées dans les fiches techniques transmises aux laboratoires
de prothèse avec les principales propriétés mécaniques. Tous les éléments dont la
concentration est supérieure à 0,1% doivent être indiqués par le fabricant, cependant leur
concentration n’est précisée que lorsqu’elle dépasse 2% (en masse). Ces alliages ne peuvent
contenir plus de 0,02% de béryllium.
Une mise en garde doit également apparaître sur l’emballage due à la présence de nickel.
17
La masse atomique (ou masse atomique relative) d'un isotope d'un élément chimique est la masse relative d'un atome de
cet isotope ; la comparaison est faite avec le douzième de la masse du carbone 12. La masse atomique est un nombre sans
dimension qui est assez proche du nombre de nucléons dans le noyau de l'atome. La masse d'un atome s'exprime le plus
souvent en uma, unité de masse des atomes qui équivaut à la masse de l'isotope léger de l'Hydrogène.
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Pour être normalisé (ISO 6871-2), un alliage à base nickel, doit répondre à certaines exigences
quant à leur composition :
-
Nickel comme constituant principal
-
Chrome égal ou supérieur a 20m% ;
-
Molybdène égal ou supérieur a 4m% ;
-
Nickel + chrome égal ou supérieur a 85m%.
Il n’existe pas de classification officielle des alliages nickel-chrome, bien que certaines soient
acceptées par divers organismes comme l’American Dental Association (ASA) ou l’Institut
Scandinave de Recherches sur les Matériaux Dentaires (NIOM).
Rôles des constituants
Les alliages vont cristalliser en donnant des structures dendritiques18. Parfois au sein de cette
matrice dendritique peuvent apparaître des précipitations plus ou moins fines de composés
intermétalliques. C’est à leur niveau que l’on observe des ruptures de type fragile.
Le nickel constitue avec le chrome et le molybdène la matrice dendritique et interdendritique
des alliages Ni-Cr-Mo, sous la forme d’une solution solide de substitution.
Le molybdène, le chrome, le silicium, le bore, le carbone et l’aluminium sont les éléments
participant à la formation des précipités dans la matrice.
Le molybdène associé au nickel et au chrome participe à la formation des phases intermédiaires
qui se forment dans les zones interdendritique des alliages base Ni-Co.
Le carbone participe également avec le chrome et le molybdène à la formation des carbures qui
peuvent également précipiter aux joins de grains et modifient ainsi les propriétés mécaniques
de l’alliage.
Le silicium peut également former avec le nickel des précipités très fins dans ces zones. Il
améliore la coulabilité.
Le bore forme avec le nickel des composés intermétalliques qui contribuent à abaisser le point
de fusion de l’alliage.
Le chrome va conférer à l’alliage la résistance à haute température.
Propriétés mécaniques et physiques
Les valeurs des propriétés des alliages sont très variables d’un alliage à l’autre.
Limite
élastique (MPa)
255-730
Limite de
rupture (MPa)
400-1000
Module d’élasticité
(GPa)
150-210
Allongement
(%)
8-20
Dureté
Vickers
210-380
Propriétés mécaniques des alliages à base de nickel.
18
Croissance cristalline au cours de laquelle les sommets d'un cristal croissent plus vite que les faces qui apparaissent alors en creux
(exemple or, argent).
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Parmi les propriétés thermiques, le coefficient d’expansion thermique (CET) intéresse
particulièrement les alliages destinés à la technique céramo-métallique. Les valeurs du CET sont
comparables à celles des alliages précieux et permettent donc l’utilisation des mêmes
-6
céramiques, qui est compris entre 13,9
et 15,5 (10 /°C).
L’intervalle de fusion d’un alliage Ni-Cr est compris entre 940 et 1430°C, et les températures de
coulée varient de 1000 à 1500°C.
Aptitudes à la liaison métal-céramique
La valeur d’adhésion céramo-métallique, définie dans la norme ISO-DIS 9693, se situe aux
alentours de 25MPa.
Biocompatibilité et corrosion
Le chrome est le principal responsable de la passivité des alliages nickel-chrome en milieu
buccal. A partir d’une teneur suffisante (13%), c’est le recouvrement complet de la surface de
l’alliage par une fine pellicule d’oxyde qui lui confère cette propriété.
La présence de molybdène augmente la résistance du nickel à la corrosion dans des solutions
d’acide ou dans des solutions salines ou salives artificielles.
Malgré les interrogations concernant l’innocuité des alliages Ni-Cr et en particulier sur leur
potentiel allergisant, on peut admettre aujourd’hui que les alliages contenant plus de 20% de
chrome peuvent être considérés comme stables en milieu buccal. Certains alliages nickelchrome sont actuellement commercialisés avec des certificats de biocompatibilité.
b) Alliages à base de Cobalt
Généralités
Le cobalt est un métal blanc argenté, à reflets gris.
Son symbole chimique est Co, c’est le 27e élément dans la classification des corps chimiques. Sa
masse volumique est 8900 kg/m³ et sa masse atomique de 58.933200u.
Les alliages cobalt-chromes, improprement désignés sous le nom commercial déposé de
"stellites" ont été utilisés dans leur première application odontologique dans la confection des
châssis métalliques de prothèse amovible en raison de leur excellente rigidité et de leur bonne
tolérance biologique.
C’est en raison de cette dernière propriété que leur usage s’est étendu aux constructions
prothétiques fixées entièrement métalliques ou céramo-métalliques, se substituant aux alliages
nickel-chrome, remis en cause en raison de la toxicité du nickel.
Ils sont souvent utilisés dans toutes les réalisations prothétiques fixes, à la fois pour des raisons
mécaniques et économiques évidentes.
Pour être normalisé (ISO 6871-1), un alliage à base de cobalt doit répondre aux exigences
suivantes :
-
Cobalt comme constituant principal ;
-
Chrome égal ou supérieur a 25% ;
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-
Molybdène égal ou supérieur a 4%
-
Cobalt + nickel + chrome égal ou supérieur a 85%.
Les valeurs des propriétés des alliages Co-Cr sont également très variables d’un alliage à
l’autre, en voici un aperçu :
Limite élastique
(MPa)
460-640
Limite de
rupture (MPa)
520-820
(GPa)
145-220
Allongement
(%)
6-15
Dureté
Vickers
330-465
Propriétés mécaniques des alliages à base de cobalt.
Leurs CET est généralement compris entre 13 et 15, leurs intervalles de fusion varient de 1250
à 1500°C, et leurs intervalles de coulée, de 1300 à 1600°C.
Aptitudes à la liaison céramo-métallique
L’utilisation d’un bonding, matériau pour favoriser l’adhésion de la céramique est nécessaire.
Biocompatibilité et corrosion
Les métaux de départ utilisés pour fabriquer les alliages sont de très grande pureté, cependant,
il n’existe aucun métal à 100% pur. Ainsi, les mines de platine comportent du palladium et
parfois aussi du nickel. Le cobalt est colonisé par le nickel (et vice-versa). Les normes en
vigueur imposent une teneur maximale en nickel de 0,1%. Toute teneur supérieure à 0,1% doit
être déclarée. Affirmer qu’un alliage Cr-Co ne contient absolument pas de nickel serait
objectivement une erreur.
La littérature ne fait cependant pas état d’allergies provoquée par les alliages Cr-Co. Les
dizaines d’années d’utilisation de ces alliages en sont un témoignage. Déjà en 1936, les
alliages de ce type étaient bien considérés.
On notera donc l’absence de cytotoxicité et de réaction toxiques systémiques avec l’utilisation
d’alliages du type chrome-cobalt.
2°/ Alliages précieux
L’or a de tout temps été un matériau de choix dans les réalisations les plus prestigieuses.
Maintenant avec l’avènement des prothèses sur implants notamment, il est devenu un maitre
choix presque incontournable.
Cependant, l’utilisation des alliages précieux a diminué en France depuis les années 1970.
L’évolution défavorable du cout de ces matériaux et le développement des revêtements
compensateurs destinés aux alliages non précieux, ont amené de nombreux praticiens à
proposer plus rarement ces alliages. Il n’en est pas de même dans d’autres pays comme
l’Allemagne et la Suisse.
Les avantages des alliages précieux sont nombreux, en particulier, sur le plan biologique et pour
leur résistance à la corrosion.
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Généralités
L’or est un métal trop mou pour être utilisé pur dans la confection des prothèses, on le mélange
à d’autres métaux ou métalloïdes pour obtenir des caractéristiques mécaniques élevées.
La quantité d’or pur dans l’alliage précieux est souvent notée d’après le carat ou finesse de
l’alliage, bien qu’on utilise actuellement plus généralement un pourcentage exprimé en
millièmes de la masse totale. Ce degré de précision est nécessaire car des variations aussi
minimes soient elles de composition ont une influence sur les propriétés finales de l’alliage. Le
carat correspond à la proportion massique de métal précieux entrant dans la composition de
l’alliage. Un carat représente un vingt-quatrième de la masse totale de l’alliage.
Une classification permet également de séparer les alliages selon leur couleur, jaune ou blanche.
Les spécifications de l’American Dental Association (ADA) classent les alliages dentaires en trois
catégories :
-
High noble : comprenant un taux de métaux nobles supérieur ou égal a 60% (en poids)
dont un minimum de 40% (en poids) d’or.
-
Noble : comprenant un taux de métal nobles supérieur ou égal à 25% (en poids) sans
précision pour l’or.
-
Base métal : alliages non précieux, comprenant un taux strictement inférieur à 25% de
métaux nobles.
La norme NF EN ISO 1562 précise que les alliages d’or dentaires à couler comprennent au moins
75% (en poids) d’or et de métaux de la mine du platine. Comme il n’y a pas de minimum précisé
pour l’or, un alliage précieux respectant cette norme peut donc ne pas contenir d’or.
Rôle des constituants
Certains éléments, à des concentrations inférieures au millième, ont des effets sur les propriétés
ou la structure de l’alliage final. Il est donc important de connaître l’ensemble des composants.
Aux éléments de base sont ajoutés en proportions variables l’argent, le cuivre, et selon les
alliages, des microadditions de ruthénium, indium, fer, manganèse, zinc, tantale, étain, gallium,
niobium …
•
L’or
Inerte chimiquement, il augmente la résistance à la corrosion. Il confère à l’alliage sa ductilité et
augmente la densité. Il élève la température de fusion. Il donne la couleur jaune à l’alliage.
•
Le cuivre
Très actif chimiquement, il augmente la résistance mécanique et la dureté de l’alliage mais
diminue la densité. Il abaisse le point de fusion et tend à lui donner une couleur rougeatre. Il
diminue toutefois la résistance à la corrosion et à la ternissure.
•
L’argent
Actif chimiquement, il contribue à la ductilité de l’alliage. Il blanchit l’alliage et peut neutraliser
la couleur rouge du cuivre. Il diminue la densité de l’alliage, qu’il durcit en association avec le
cuivre.
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33
•
Le platine
Inerte chimiquement, il augmente la dureté. Additionné à l’or, il augmente encore la résistance
à la corrosion. Le platine tend à blanchir l’alliage et réagit avec le cuivre pour produire un
durcissement thermique.
•
Le palladium
Son rôle est similaire à celui du platine, il en est d’ailleurs un produit de substitution, car moins
cher. Très peu actif chimiquement, il augmente la dureté et la température de fusion de l’alliage
ainsi que la résistance à la corrosion. Il blanchit l’alliage plus que tout autre constituant (5 à 6%
de palladium sont suffisants pour le blanchir complètement).
•
Le zinc
Très réactif chimiquement, il est introduit en petites quantités comme désoxydant. Il se combine
et augmente la fluidité de l’alliage et en abaisse le point de fusion mais diminue la résistance à
la corrosion.
•
L’irridium
Des microadditions de l’ordre de 0,005% provoquent une germination homogène de l’alliage.
C’est un affineur de grains. Il durcit l’alliage en présence de platine.
•
Le ruthénium
Il diminue l’hétérogénéité de l’alliage. C’est un affineur de grains. Il durcit l’alliage en présence
de platine.
•
Le gallium, l’indium, et l’étain
Ces métaux très réactifs chimiquement abaissent chimiquement le point de fusion.
Propriétés physiques, mécaniques et thermiques
L’or est le plus malléable et le plus ductile de tous les métaux ; un gramme peut être étiré en
un fil de 2km de long, ou encore transformé en une feuille ultra mince d’une épaisseur de 10e7m et une surface d’environ 1,5m².
Il est mou, d’où la nécessité de l’associer à d’autres éléments métalliques.
Les propriétés physiques et mécaniques des alliages précieux sont très variables en fonction de
la composition et des traitements subis lors de la mise en œuvre.
Leur dureté Vickers varie entre 40 et 330HVN.
Le module d’élasticité varie de 80GPa à 130GPa. Il est du même ordre de grandeur que celui du
titane mais largement inférieur à celui des alliages non précieux.
Une grande rigidité permet d’affiner les chapes, cependant, les armatures de bridge doivent
être plus épaisses que celles réalisées en alliage non précieux.
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Voici un tableau récapitulatif des propriétés mécaniques d’alliages précieux :
Base Au
Base Au-Pd
Base Pd
Limite
élastique
(MPa)
300-500
430-650
525-725
Limite de
rupture (MPa)
Module
d’élasticité
(GPa)
100
115-125
120
450-630
730-770
800-940
Allongement
(%)
Dureté
Vickers
6-14
15-25
17-34
160-210
200-250
260-330
Propriétés mécaniques d’alliages à base d’or.
Les alliages précieux ont généralement un CET compris entre 13,9 et 15,7.
Suivant leurs compositions, la courbe de solidus des alliages précieux destinés à la technique
céramo-métallique conventionnels varie de 1000 à 1100°C et la courbe de liquidus de 1150 à
1300°C.
La conductibilité thermique est très élevée et peut être agressive pour une dent pulpée.
Une des propriétés essentielles d’un alliage est sa capacité à se lier à la céramique par
l’intermédiaire d’une couche d’oxyde de surface. Les alliages précieux ne possèdent pas
naturellement de couche d’oxyde suffisante à leur surface. Il faut ajouter alors des éléments
comme l’indium, le gallium ou l’étain, en faible quantité, pour provoquer l’apparition d’une
couche d’oxyde.
Pour les alliages à haute teneur en or, il est nécessaire d’augmenter la section des embrasures.
Le risque de coloration de la céramique est nul car ils ne contiennent généralement pas
d’argent. Leurs propriétés les contre-indiquent pour les bridges de moyenne et grande étendue.
Pour les alliages à faible teneur en or type or-palladium-argent, la rigidité est supérieure à celle
des alliages à haute teneur en or et le risque de fluage lors des étapes de cuisson est limité.
L’inconvénient majeur est la présence de l’argent qui peut entrainer une coloration verdâtre des
céramiques.
Les alliages type or-palladium sont généralement composés de 45 à 68% d’or et 22 à 45% de
palladium. Ceci permet d’augmenter le module d’élasticité et de limiter le fluage lors de la
cuisson tout en limitant le cout. L’inconvénient majeur de ces alliages est une diminution
importante du CET en l’absence d’argent, et il est donc nécessaire de choisir des poudres
céramiques compatibles avec cette modification.
Les alliages palladium-cuivre contiennent de 70 à 80% de palladium, de 4 à 20% de cuivre et de
3 à 9% de gallium. L’association palladium-cuivre donne à certains de ces alliages un oxyde de
teinte très soutenue qu’il est difficile de masquer parfaitement avec les opaques. La liaison
céramique métal est de bonne qualité mais la rigidité et la résistance au fluage n’est pas aussi
élevée, et les grands bridges sont donc contre-indiqués.
Les alliages palladium-argent ont une composition massique de 50 à 60% de palladium et 25 à
40% d’argent. Le taux de palladium limite le risque de corrosion ou de ternissure de l’alliage en
bouche, et la présence d’étain ou d’indium permet d’améliorer la liaison de la céramique. Ce
sont les alliages précieux qui présentent la rigidité la plus élevée et donc la plus favorable à la
céramisation de bridges de moyenne ou de grande portée. Certaines céramiques sont
recommandées par les fabricants car elles résistent mieux à la décoloration due à la présence
d’argent.
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Corrosion et biocompatibilité
Les principaux métaux contenus dans les alliages précieux sont résistants à la corrosion.
Les alliages ayant la proportion en or la plus élevée présentent le meilleur comportement en
terme de biocompatibilité alors que les alliages ayant le pourcentage le plus élevé en argent
donnent des résultats plus défavorables.
En présence de cellules gingivales et épithéliales, l’or n’est pas cytotoxique avec des résultats
proches de ceux de la céramique.
Les alliages à base d’or sont également ceux présentant le potentiel allergique le plus bas.
3°/ Le titane
Généralités
Après avoir conquis la chirurgie orthopédique, le titane s’est imposé comme un élément
incontournable en dentisterie, et devient aujourd’hui un substitut évident à beaucoup de
matériaux traditionnels.
Le titane se substitue parfaitement aux alliages non précieux et aux alliages à base de
palladium.
Si les qualités du titane sont rapidement apparues très attractives, sa mise en œuvre par contre
est longtemps restée un frein à sa généralisation dans les laboratoires.
Aujourd’hui, notamment grâce au dynamisme de nombreux fabricants, la qualité des
restaurations céramo-métalliques sur titane est devenue comparable aux réalisations
traditionnelles avec toutefois des avantages non négligeables en terme de biocompatibilité.
Le titane est un élément chimique métallique de symbole Ti et de numéro atomique 22.
C’est un métal léger, résistant, d’un aspect blanc métallique, qui résiste à la corrosion. Il
appartient au groupe des Titane avec le zirconium. Le titane employé en odontologie est le plus
souvent soit "pur" soit "allié". Le titane dit pur, ou plus exactement titane commercialement pur,
présente sur le plan chimique des éléments incorporés tels que l’oxygène, le fer, le carbone,
l’azote et l’hydrogène.
Le titane a une faible densité, sa masse volumique est de 4500 kg/m³. Il est le plus léger des
métaux utilisés en dentisterie, il est quatre fois moins lourd que les alliages d’or, et deux fois
moins que les alliages non-précieux.
Il a un point de fusion élevé, aux environs de 1720°C selon le degré de pureté.
Il possède une conduction thermique très inférieure aux autres alliages utilisés en prothèse.
Sa dureté est comparable à celle des alliages précieux base or et bien inférieure à celle des
alliages non précieux.
Bastien DELOGE
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Le titane se présente sous deux formes allotropiques19, c'est-à-dire qu’il existe sous deux formes
cristallines différentes, α et β.
La température de transformation allotropique se situe entre 882 et 890°C en fonction de la
méthode d’obtention du titane et de la présence d’éléments d’addition.
Au dessous de 882,5°C, le titane se présente sous sa forme α, stable de structure hexagonale ou
pseudo compacte. Au dessus de 882,5°C, la phase β est de structure cubique centrée, stable.
Les alliages de titane peuvent être constitués soit exclusivement par la phase α, soit
exclusivement par la phase β, ou encore, le plus souvent, par un mélange des deux. Les alliages
α sont résistants ; les alliages β sont plastiques et sensibles aux traitements thermiques. Il est
possible en faisant varier les proportions de chaque phase, d’obtenir différents compromis.
Rôle des constituants
Tous les éléments d’addition jouent un rôle très important car ils influent à la fois sur les
propriétés de résistance à la corrosion, mais aussi sur les propriétés mécaniques.
-
L’azote, le carbone, l’oxygène élèvent le domaine de température dans lequel à
l’équilibre, se déroule la transformation α β ; ils stabilisent donc la structure α et sont
dits alphagènes.
-
L’hydrogène, élément bétagène se dissout principalement dans la phase β conduisant,
même pour des faibles teneurs à la formation d’hydrures qui peuvent conduire à des
fragilités importantes.
C’est pourquoi, toute manipulation nécessitant la fusion du métal doit se faire sous vide ou sous
argon, pour ne pas entrainer de fragilisation importante du titane.
-
L’aluminium, élément alphagène, durcit la phase α et on constate une amélioration de
la résistance et une baisse de ductilité ; la tenue au fluage est améliorée.
-
Le molybdène, améliore la résistance, la ductilité et le fluage à moyenne température.
Il augmente aussi la tenue à l’oxydation.
-
Le vanadium, élément bétagène améliore la ductilité, mais baisse la tenue à
l’oxydation.
Corrosion et biocompatibilité
Le titane est un métal extrêmement oxydable. L’une des causes de la résistance à la corrosion
du titane et de ses alliages est le développement d’une couche protectrice de quelques
fractions de micromètre, appelée couche de passivation. En cas de rayure de la surface, l’oxyde
se reformera spontanément en présence d’air ou d’eau. Toutefois, des environnements très
oxydants ou la présence d’ions fluor, diminuent le caractère protecteur de cette couche d’oxyde.
Le titane fait partie des métaux nobles au sens du potentiel galvanique.
C’est l’un des métaux les plus biocompatibles, avec l’or et le platine, c'est-à-dire qu’il résiste
totalement aux fluides corporels. On notera enfin que la teneur extrêmement basse en nickel
des alliages de titane explique l’absence d’allergies.
19
Propriété qu'ont certains corps de se présenter sous différentes variétés (généralement notées α, β), différant par leurs formes physiques,
arrangements atomiques ou moléculaires (types de liaison, structure cristalline), densités, mais possédant des propriétés chimiques très
proches.
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La surface des pièces coulées en titane est sujette à la contamination par l’oxygène et interagit
avec les matériaux de revêtement. La couche extérieure caractéristique d’une oxydation à
haute température, est un obstacle à la liaison céramo-métallique, il est indispensable de
l’éliminer par sablage à l’alumine non recyclé, avant cuisson de la céramique. Ceci crée des
rugosités limitant le risque de fissuration à l’interface. Il est également conseillé de réaliser une
attaque de surface à l’acide (HNO3-HF) pour nettoyer la surface du titane.
Le très faible coefficient de dilatation thermique (9,6x10-6/°C) exige l’utilisation de céramique
spécialement conçue pour le titane, mais la valeur de la liaison est encore inférieure à celle
obtenue avec un alliage palladium.
Il est préférable de cuire une céramique basse fusion spécifique sous atmosphère réduite
d’argon plutôt que sous vide.
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Supports
prothétiques à
base de
céramique
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A Généralités
Au début des années 1960 apparaissent les procédés céramo-métalliques qui connaissent
rapidement un succès considérable parce qu’ils associent la solidité du métal à la beauté de la
céramique.
Leurs qualités mécaniques permettent d’élargir les indications esthétiques et fonctionnelles. Ils
concernent aussi bien les dents antérieures que les dents cuspidées, les restaurations unitaires
ou plurales, les dents pulpées, dépulpées.
C’est une véritable révolution, en quelques années ils deviennent le procédé céramique par
excellence.
Cependant, en 1964, Mac Lean et Hugues relancent la couronne « Jacket », en renforçant cette
couronne par un noyau d’alumine sur lequel est cuite la céramique cosmétique.
Le renforcement des qualités mécaniques de ce noyau est significatif puisque les essais de
rupture atteignent le double de ceux des céramiques dentaires usuelles. Cette évolution marque
l’apparition des céramo-céramiques à deux composants.
Même si les appareils céramo-métalliques sont très résistants, l’opacité des infrastructures
métalliques a encouragé l’élaboration de matériaux tout céramique contenant des composantes
cristallines plus résistantes que la porcelaine feldspathique traditionnelle.
Il est maintenant possible de réaliser des armatures totalement en céramique (Alumine,
Zircone), et l’avènement de la CFAO dans le domaine dentaire est en train de bouleverser les
mœurs et d’apporter des améliorations techniques importantes.
La CFAO dentaire et médicale, inventée en France en 1972, quitte donc sa phase de jeunesse
pour faire rentrer de plein pied et faire profiter notre métier de toutes les nouvelles technologies
informatiques et robotiques actuelles et futures.
Les céramiques à haute résistance rassemblent essentiellement deux familles de céramiques
bien connues pour leurs très bonnes propriétés mécaniques : l’alumine et la zircone.
Utilisées depuis de nombreuses années dans le domaine médical (prothèses de hanches,
implants divers…), elles ont fait désormais leur entrée comme matériau support de la
céramique cosmétique des prothèses céramo-céramiques. Leurs propriétés optiques et leurs
températures de mise en forme (supérieure à 1300°C pour les oxydes purs) réservent leur
utilisation à la chape support et excluent une utilisation en substitut des vitrocéramiques
cosmétiques actuelles.
Dans l’ensemble, ces céramiques dentaires sont des matériaux réfractaires et inertes
chimiquement dans des milieux agressifs. Ces matériaux sont généralement de mauvais
conducteurs thermiques en comparaison des métaux.
Ces céramiques sont caractérisées par une résistance mécanique en flexion très inférieure à la
résistance en compression. Leur module d’élasticité est par contre généralement plus grand que
celui des alliages métalliques. Leur déformation à la rupture est donc très faible.
L’intérêt des systèmes tout céramique réside donc également dans la possibilité, contrairement
aux systèmes céramo-métalliques, d’éviter l’utilisation conjointe de matériaux présentant des
caractéristiques mécaniques trop éloignées les une des autres et donc non nécessairement
optimisées dans le cadre d’une pérennité à long terme.
Bastien DELOGE
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40
1°/ Propriétés mécaniques
Les céramiques contrairement aux métaux, sont toujours des matériaux fragiles, c'est-à-dire
cassants sans déformation préalable. En revanche, en fonction de leur constitution, la force à
mettre en jeu pour les rompre, est plus ou moins importante et la céramique est dite plus ou
moins résistante. Enfin, si la résistance est maintenue lors de sollicitations répétées, la
céramique a une bonne ténacité.
C’est l’augmentation de la résistance et de la ténacité des céramiques qui permet la
suppression du métal comme infrastructure. Ces améliorations des qualités mécaniques sont
directement liées à la diminution de la phase vitreuse fragile et à l’augmentation des charges
qui sont autant de barrières à la progression des dislocations20.
Les céramiques présentent, comme les métaux, un module d’Young bien défini, c'est-à-dire que
le module reste constant pendant l’application d’une charge.
En outre, les céramiques sont constitués d’atomes légers (C, O, Si, Al) et présente une structure
cristalline souvent non compacte.
Couleur
Densité
Dureté HV
Résistance à la
flexion
Ténacité
CDT (25-500°C)
Métaux
Blanc-jaune opaque
10-19 g/cm3
Max 300 HV
88-130 GPa
Alumine
Blanc translucide
2,7 g/cm3
Max 1900 HV
300 GPa
Environ 600 Mpa
Zirconium
Blanc Opaque
6 g/cm3
Max 1300 HV
210 GPa
800-1200 MPa
Environ 100
13-17
4-5
7,2 – 7,6
8-10
10
Propriétés mécaniques
Deux critères de choix essentiels sont à prendre en considération :
-
La pérennité de la prothèse, c'est-à-dire son comportement mécanique ainsi que la
stabilité de sa structure physico-chimique (solubilité chimique…).
-
La qualité du rendu esthétique, quelles que soient les conditions environnementales.
Ces critères de choix dépendent eux-mêmes d’autres paramètres physico-chimiques mesurables
permettant de différencier entre eux les matériaux.
a ) Dureté
Les céramiques présentent la plus grande dureté de tous les matériaux. Elles sont utilisées
comme abrasifs pour couper, meuler ou polir tous les matériaux, y compris le verre.
b ) Résistance mécanique en flexion
Ce paramètre est pris comme référence dès que l’on veut définir les propriétés mécaniques
d’un système céramo-céramique.
20
En science des matériaux, une dislocation est un défaut linéaire correspondant à une discontinuité dans l'organisation de
la structure cristalline.
Bastien DELOGE
BTM 2008
41
Les céramiques sont caractérisées par une résistance en traction très faible, une très bonne
résistance en compression et une résistance en flexion moyenne. On estime qu’en situation
clinique, la résistance en compression ainsi qu’une flexion restent primordiales. Différentes
techniques de mesure de la résistance mécanique en flexion peuvent être envisagées. Deux
d’entre elles font l’objet d’un test normalisé pour les applications dentaires (ISO 6872) :
-
La flexion 3 points : un barreau de matériau à tester repose sur 2 appuis et une charge
est appliquée au centre de l’éprouvette.
-
La flexion biaxiale : une éprouvette, sous forme de disque, repose sur 3 billes en acier
positionnées à 120° et l’on applique une charge au centre de l’échantillon.
On détermine ainsi la contrainte à la rupture exprimée en MPa.
c ) Résistance à la rupture
C’est la plasticité qui confère aux métaux leur ténacité élevée.
Dans la conception des pièces céramiques il n’est jamais nécessaire d’envisager la défaillance
par plastification de la pièce car la rupture brutale (fragile) dans la zone linéaire d’un essai de
traction intervient toujours.
Le fait que les céramiques contiennent toujours des fissures et des porosités diminue largement
leur ténacité.
La résistance en traction décroit lorsque la longueur de la plus grande fissure augmente,
l’application numérique montre que les tailles caractéristiques des fissures provoquant la
rupture sont très faibles, de l’ordre de la taille des grains d’un matériau fritté.
Dès qu’une fissure atteint dans un matériau céramique la taille critique, elle se déplace
instantanément sans perte d’énergie alors que dans le cas d’un matériau métallique ayant la
même résistance en flexion, la fracture du métal (matériau ductile) nécessitera une énergie
beaucoup plus importante en raison de la forte déformation qu’il subit avant de casser.
Il existe deux manières d’améliorer la résistance mécanique des céramiques :
-
Diminuer la longueur de la plus grande fissure par un contrôle de la granulométrie des
poudres et des méthodes de mise en œuvre.
-
Augmenter la ténacité à l’aide de composites ou d’alliage, comme en incorporant de la
paille hachée dans les briques ou de la fibre de verre dans le ciment.
Augmentation de ténacité pour un composite à matrice céramique.
Bastien DELOGE
BTM 2008
42
d ) Coefficient de dilatation thermique
Le coefficient de dilatation thermique est caractéristique de l’évolution dimensionnelle d’un
échantillon de matériau en fonction de l’élévation de température.
Pour cela on enregistre avec un dilatomètre la variation de longueur, en micron, d’un barreau du
matériau à tester, à l’aide de capteurs positionnés à chaque extrémité de l’échantillon. On a
ainsi un coefficient de dilatation thermique exprimé généralement sous la forme : 10-6 C-1
généralement défini entre une température T0 et T.
Dans le cas des céramiques, le CDT dépend étroitement de l’histoire thermique de l’échantillon,
c'est-à-dire de la température à laquelle la fusion a été effectuée, de la vitesse de
refroidissement et du traitement thermique qu’il a subi.
Le plus souvent une contraction du matériau apparait lorsque la phase stable se forme à plus
basse température. Dans certains cas cependant, une dilatation se produit comme lorsque la
zircone se transforme de la phase quadratique stable à haute température à la phase
monoclinique.
Plus la valeur du CDT est élevée, plus le matériau aura tendance à se dilater lors de la cuisson
et plus il aura tendance à se rétracter lors du refroidissement.
On comprend aisément la nécessité d’avoir des CDT relativement voisins entre la céramique
structurale et la céramique de recouvrement afin d’éviter les fêlures de dilatation. Le cas idéal
apparait lorsque les coefficients sont similaires, en ayant toutefois un coefficient pour la
céramique de recouvrement légèrement supérieur à celui de l’armature, de sorte à mettre en
compression l’infrastructure prothétique.
2°/ Propriétés chimiques
a ) Solubilité chimique
La mesure de solubilité chimique permet de caractériser la faculté d’un matériau à résister à
l’attaque chimique d’un milieu liquide censé simuler l’agressivité en milieu buccal.
Les normes ISO 6872 et 9693 décrivent un test consistant à mettre en contact l’échantillon de
céramique pendant 16 heures avec une solution d’acide acétique à 4% dans l’eau. Le paramètre
caractéristique retenu à l’issue du test est la perte de masse exprimée en µg/cm². Il varie selon
les céramiques de quelques dizaines de µg/cm² à plus de 1000.
b ) Biocompatibilité
La bonne tolérance parodontale des céramiques sans armatures a été cliniquement constatée
depuis la réalisation des premières jaquettes en céramique feldspathique.
Les céramiques utilisées pour la réalisation de prothèses céramo-céramiques appartiennent à la
classe des biomatériaux inertes. Ce concept de céramiques inertes se réfère au comportement
stable des matériaux dans le milieu buccal.
Cette biocompatibilité que l’on retrouve avec toutes les céramiques semble davantage liée à la
nature du matériau qu’à une hypothétique diminution d’épaisseur du joint dento-prothétique.
En outre, l’utilisation de matériau hautement mimétique évite l’enfouissement systématique du
joint dans le sulcus, qui représente une agression immédiate et retardée pour le parodonte
marginal.
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43
c ) Liaisons céramo-céramiques
Les liaisons céramo-céramiques résultent de la combinaison de plusieurs phénomènes :
-
Des liaisons physiques de type force de Van der Vals. Elles interviennent lorsque deux
ou plusieurs molécules se lient entre elles sans réactions chimiques grâce à l’attraction
électrostatique intermoléculaire.
-
Des liaisons dues aux phénomènes de mouillabilité. La fusion de la céramique
cosmétique sur l’armature assure une bonne adhésion entre matériaux grâce à un bon
mouillage dépendant de la température de frittage et de la viscosité des matériaux
céramiques. Cette mouillabilité permet à la céramique d’épouser les irrégularités de
surfaces, ce qui améliore le collage par pénétration de la céramique cosmétique dans
les micro-rétentions de surfaces.
-
Des liaisons mécaniques. Elles sont liées à l’état de surface de la céramique et aux
irrégularités qui sont crées durant le traitement mécanique du matériau (usinage,
sablage …). Si les rugosités microscopiques peuvent, associées au mouillage des
matériaux entre eux, permettre une bonne liaison céramo-céramique, les rugosités
macroscopiques sont souvent néfastes. Elles peuvent être la source de fissures au sein
du matériau tout comme être le siège de rétention d’air qui, par la suite, engendre des
remontées de bulles en surface au cours des cuissons de la céramique.
-
Des liaisons chimiques : elles se font par migration des éléments au sein des différents
matériaux céramiques, souvent de type oxyde-oxyde.
Plus encore qu’au travers des différents tests d’adhésion ou de chocs thermiques, c’est au cours
du vieillissement que le comportement des interfaces céramo-céramiques présente un avantage
majeur par rapport aux interfaces céramo-métalliques.
Là ou l’adhésion entre métal et céramique diminue significativement dans le milieu buccal, les
interfaces céramo-céramiques présentent des comportements plus stables tendant à assurer une
meilleure pérennité des reconstructions prothétiques.
B Types de support
1°/ L'alumine
L'alumine, ou oxyde d'aluminium [Al2O3], existe à l'état naturel dans la bauxite ou dans des
argiles alumineuses du type que l’on retrouve à Grande-Vallée, sous forme d'alumine hydratée
mélangée avec de l'oxyde de fer.
L'alumine a été isolée en 1754 par le chimiste allemand Marggraf à partir de l'alun. C'est Louis
Guyton de Morveau (1737-1816), collaborateur de Lavoisier, qui baptisa alumine l'un des
sulfates contenu dans l'alun.
Pour extraire l’alumine de la bauxite, on utilise le procédé de Karl-Joseph Bayer (découvert
en 1887) : la bauxite est broyée puis mélangée à de la soude à haute température et sous
haute pression pour obtenir l’aluminate de sodium ; cette dernière est débarrassée de ses
impuretés, diluée et refroidie, provoquant la précipitation d’oxyde d’aluminium hydraté et enfin,
il est calciné pour obtenir l’alumine.
Ce n’est qu’en 1985, que Michael Sadoun, décrit la technique "In-Ceram®", utilisant une
barbotine d’alumine frittée à 1100°C, renforcées par une infiltration de verre coloré et dérivée
d’une technique industrielle, le "split casting". C’est un progrès décisif et astucieux. Pour la
Bastien DELOGE
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44
première fois, l’alumine est quasiment utilisée à la concentration de 100%, ce qui augmente
d’un facteur huit, la résistance à la flexion du noyau. Pour pallier à la fois la concentration de la
barbotine d’alumine, qui est de 20%, et la nécessité d’une température de frittage élevée
(1750°C), Sadoun propose un frittage en phase solide incomplet. Le matériau est un produit
poreux aisément usinable qui sera secondairement infiltré avec un verre translucide, ce qui lui
confère la couleur à la résistance mécanique.
a ) Conception de l’armature
La poudre d’alumine dont la granulométrie est comprise entre 0,5 et 0,6µm, est incorporée
progressivement à un composé liquide associé à un liant.
Apres séchage, la barbotine est soumise à deux traitements thermiques successifs, le frittage et
l’infiltration, qui vont conférer à l’infrastructure ses propriétés optiques pour la couleur et la
translucidité, sa résistance mécanique et sa précision dimensionnelle.
La barbotine est placée dans un four pendant six heures à 300°C, puis la température est portée
à 1120°C pendant deux heures, pour aboutir à un frittage en phase solide.
Cette notion de frittage en phase solide est essentielle en raison des propriétés qu’elle confère à
l’ensemble. En fait le frittage est incomplet, et c’est la un choix stratégique.
En effet, au lieu de procéder à un frittage complet de la barbotine, qui aboutirait à un retrait
linéaire de 20% de l’armature due à l’élimination des porosités, on procède au remplissage du
réseau poreux en l’infiltrant avec un verre liquide coloré à une température proche de 1100°C.
L’objectif de cette opération consiste à modifier à la fois l’aspect et la résistance mécanique de
cette armature blanche opaque et relativement fragile.
Une poudre de verre coloré, de teinte appropriée est mélangée à de l’eau distillée. La surface
externe de l’infrastructure est recouverte de ce mélange. Après séchage, le four est porté à
1080°C pendant 2 à 3 heures, le verre se liquéfie. Il devient de plus en plus fluide au fur et à
mesure de l’élévation de température, et va totalement infiltrer le réseau poreux qui se
comporte comme une éponge.
Après l’infiltration du verre, les propriétés du matériau fritté sont radicalement modifiées. La
résistance mécanique atteint 620MPa.
b ) Composition et propriétés physicochimiques
La céramique d'alumine utilisée dans les prothèses dentaires est une céramique dense
polycristalline obtenue à partir d'une poudre d'oxyde d'aluminium compressée à très haute
température (1600° C). C'est un matériau stable et chimiquement inerte d'une très grande
pureté (>99.5) et de haute densité (>3.94), qui résiste à la corrosion in vivo21.
Sa mouillabilité est plus élevée que celle des métaux et des polymères. Cependant la fabrication
de l'alumine de qualité "chirurgicale" requiert une haute technologie et des contrôles de qualités
sévères, dont dépendent étroitement ses propriétés biologiques et mécaniques.
21
Qualifie un processus biologique observé/étudié dans un organisme vivant, par opposition à in vitro.
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45
Elles sont directement influencées par la qualité du matériau (densité, pureté, taille des grains)
et se sont nettement améliorées pendant les 20 dernières années. L'alumine est un matériau
très dur. Sa résistance aux rayures est 30 à 40 fois plus élevée que celle des alliages
métalliques. Mais c'est aussi un matériau très rigide (E= 380 GPa), possédant une faible
capacité de déformation et d'absorption des chocs. Les conséquences sont multiples.
L'alumine a une résistance à la fracture relativement faible, ce qui en fait un matériau "fragile"
au sens mécanique du terme, dont la déformation sous contrainte est linéaire sans aucune
déformation plastique jusqu'à fracture. Plusieurs études ont insisté sur le risque fracturaire mais
la plupart utilisaient une qualité de matériau médiocre et/ou une conception inadaptées.
c ) Propriétés biologiques
L'alumine est un matériau biologiquement inerte qui provoque une réponse tissulaire très
pauvre.
La réponse biologique aux particules d'alumine est très nettement moins intense que celle des
particules de métaux.
2°/ La zircone
L’origine du mot Zircone remonte à la nuit des temps. La pierre précieuse ayant la composition
du sable de zircone, est appelée zircone par les minéralogues. Ce nom vient du perse ZAR GUN
et veut dire à peu près COULEUR D’OR.
Au Sri Lanka, on trouvait également ces pierres précieuses que l’on a longtemps prises pour des
diamants. Comme le gisement principal se trouvait à Matara, une des ville de Ceylan, on les
appela diamants de Matara.
Au Sri Lanka, en 1892, Joseph Baddeley découvrit le premier gisement de ce minerai rare à
l’état naturel, et par la même occasion lui donna son nom. C’est ainsi que ce minerai se nomme
la Baddeleyit.
La zircone permet de réaliser des infrastructures blanches ou colorées, unitaires ou bridges
jusqu'à 12 éléments en toute sécurité, ainsi que la réalisation de piliers d'implants. Son
excellente biocompatibilité élimine tout risque de largage d'ions métalliques dans
l'organisme. Sa parfaite résistance à la rupture, 4 fois supérieure à celle de l’alumine en fait le
matériau de choix pour les reconstructions prothétiques sur pilier naturel ou implantaire.
a ) Conception de l’armature
Le dioxyde de zirconium utilisé en prothèse dentaire est obtenu à partir des minéraux naturels
de zircon principaux.
Une transformation chimique est nécessaire pour obtenir une céramique à partir de l’élément
zirconium. Par définition les céramiques sont des matériaux « brûlés ». Ce brûlage conduit à
une oxydation. À partir du zirconium absorbant l’oxygène, (O2) se forme le dioxyde de
zirconium (ZrO2).
Par un processus de dissolution / précipitation, on obtient un sel de chlorure auquel on
additionne de 3 à 5% d’un sel de l’yttrium.
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46
L’oxyde d’yttrium est utilisé à cette étape car il offre les meilleurs résultats quant à la stabilité
de la zircone pour des applications mécaniques. En effet il faut savoir que jusqu’à 1170° le
matériau est stable. Sa structure cristalline est composée de tétraèdres à côtés
parallélépipédiques. C’est la phase monoclinique.
Avec l’augmentation de la température, la zircone s’organise en structure métastable (de 1170°
à 2370°) Avec des cristaux tétragonaux à angles droits. C’est la phase quadratique ou
tétragonale.
À partir de 2370° apparaissent les cristaux cubiques. C’est la phase cubique qui se maintient
jusqu’au point de fusion à 2690°.
Les propriétés mécaniques de la zircone dépendent de la phase sous laquelle elle se présente.
Assez modestes pour les phases monoclinique et cubique ; elles deviennent très importantes
pour la phase quadratique.
Par l’addition de faibles quantités (3 % à 5%) d’oxydes tels que MgO, CaO, ou Y2O3, on peut
partiellement stabiliser la phase quadratique métastable jusqu’à la température ambiante.
On parle de zircone partiellement stabilisée. La zircone partiellement stabilisée présente une
propriété physique particulièrement intéressante, appelée « renforcement par micro fissuration
» qui est liée à la différence de volume entre la phase monoclinique plus volumineuse de 3 à
5% que la phase quadratique. Lors d’un apport d’énergie ; à la pointe d’une fissuration par
exemple, la phase quadratique se transforme instantanément en phase monoclinique stable et
plus volumineuse. L’énergie de propagation de la fissure est absorbée et la fissuration est
arrêtée "coincée" par l’augmentation du volume de la zircone monoclinique.
Après avoir procédé à une hydrolyse puis à un séchage et enfin à une calcination, la poudre
ainsi obtenue sera désaglomérée et broyée. La taille des grains devra impérativement rester
aux environs de 0,6 microns après frittage. La stabilisation en phase quadratique , par l’yttrium
étant délicate avec des grains de dimensions supérieures.
La poudre ainsi obtenue est mise en forme avant frittage. À ce stade, il est indispensable d’y
incorporer des éléments minéraux et organiques avant le pressage isostatique. La poudre est
mise en forme dans des moules polymères déformables auxquels on applique une pression
isostatique sur toute leur surface. Cette pression pouvant atteindre 3000 bars permet d’éliminer
tout espace entre les grains et densifie au maximum le matériau cru.
Un frittage vers 1000° lui confère une dureté suffisante permettant un usinage aisé puisque la
consistance ainsi obtenue est proche de celle de la craie ou du plâtre.
On distingue deux types de zircone, utilisée pour la réalisation d’armatures prothétiques
supports de céramique, la zircone TZP et la zircone HIP.
La zircone HIP
HIP signifie HOT ISOSTATIC PRESSING.
C’est en 1993, que fut développée la zircone dite H.I.P. qui résulte d’une opération isostatique
de compactassions à haute température.
Comme expliqué précédemment le procédé de fabrication est sensiblement le même.
La zircone HIP est depuis plus longtemps sur le marché, on peut d’ores et déjà parler d’un recul
de 10 ans. Les blocs de zircone sont pressés isostatiquement à 1500° ce qui veut dire qu’ils
sont frittés.
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Les blocs ont déjà atteint leur dureté maximale. Aux environs de 1300 MPA ou plus.
L’avantage incontestable est qu’il n’y aura plus de variation dimensionnelle. Les bridges ne
pourront plus changer de forme ou de dimension.
Par contre cette zircone HIP est très difficile à usiner ; la zircone étant un matériau très
résistant au meulage et à l’usinage.
La zircone HIP est blanche et nécessite un liner afin d’obtenir un meilleur rendu esthétique.
Seules des machines issues des techniques CAD /CAM ou CFAO peuvent usiner les blocs de
zircone HIP. Elles doivent être puissantes et résistantes. Elles sont de ce fait très coûteuses.
Quant aux fraises, elles ne résistent pas longtemps à l’usinage.
La zircone TZP
TZP signifie TETRAGONAL ZIRCONIA POLYCRISTALS.
La zircone TZP est arrivée plus tard sur le marché de la prothèse sans métal. La première
machine usinant la zircone TZP dont nous avons eu connaissance était la LAVA CAM de la firme
ESPE.
Puis de nombreuses autres machines CAD CAM (CFAO) ont fait leur apparition. L’avantage de
fraiser une zircone préfrittée est incontestable, puisque les blocs de zircone TZP ont la
consistance d’une craie très homogène. Il faudra par contre prendre en compte que la zircone
TZP rétracte lors du frittage, et de beaucoup, puisque l’on évalue cette rétraction entre 25 % à
30 %.
Les maquettes seront donc toutes fraisées plus grandes de 25 % à 30 % afin d’avoir la
dimension exacte après frittage. Les pièces usinées devront être frittées. Et ceci à haute
température (1500°) ce qui implique de disposer d’un four performant et très précis.
b ) Composition et propriétés physicochimiques
Les céramiques zircones sont caractérisées par :
-
La pureté. L’oxyde de zirconium est purifié par un procédé chimique de dissolutionprécipitation.
-
La densité doit être proche la plus proche possible de 100%, ce qui correspond à une
densité de 6,1g/cm3.
-
La porosité doit approcher zéro, la taille des grains doit être inférieure à 0,6µm.
La zircone a une résistance à la flexion supérieure à 1500Mpa, une résistance à la torsion
supérieure à 800MPa, et une relative élasticité grâce à un module de Young relativement bas de
200GPa. Sa dureté Wickers est d’environ 1200MPa.
c ) Biocompatibilité
On ne distingue aucune réaction chimique avec la zircone.
Bastien DELOGE
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Aucune toxicité ou allergie n’est connue, il n’y a pas de réactions de bimétallisme possible. De
même, on ne constate aucun problème de plaque dentaire, car aucune accroche n’est possible.
On observe une excellente réponse des tissus gingivaux en présence d’armatures en zircone,
d’où l’aspect très naturel des prothèses, elles émergent d’une gencive rose et saine qui laisse
passer la lumière.
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Discussions
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A Critères de choix d’un alliage métallique
L’introduction de la couronne céramo-métallique (CCM) depuis plus de 40 ans a apporté un
progrès considérable pour la réalisation de restaurations prothétiques esthétiques.
La CCM est l’artifice le plus sûr et le plus éprouvé cliniquement du fait de son application en
clinique depuis de nombreuses années. Elle est en quelque sorte la norme de référence pour
l’évaluation de procédés de restauration innovants dans le domaine de la prothèse dentaire.
Cependant l’absence de translucidité des armatures métalliques a une répercussion sur l’aspect
esthétique des restaurations céramo-métalliques. Il existe en outre un risque d’allergie aux
matériaux en particulier pour les alliages non précieux (nickel, cobalt ou chrome).
Il faudrait éviter d’introduire en bouche une prothèse à base de nickel-chrome chez un patient
déjà appareillé avec des métaux nobles. Les rapports de surface anode-cathode sont dans ce
cas défavorables. Introduire une prothèse à base de métaux précieux chez un patient portant
des prothèses en non précieux, est à priori moins problématiques. Dans tous les cas, on veillera
à ce que la surface anodique reste la plus grande.
La sélection d’une famille d’alliage est effectuée en fonction de critères fonctionnels, techniques,
esthétiques et économiques.
Les critères fonctionnels concernent les sollicitations mécaniques de la pièce prothétique
comme par exemple :
-
Les travées de bridge de longue portée interdiront le choix d’un alliage à haute teneur
en or.
-
L’espace disponible et la rigidité requise sont déterminants : une faible hauteur
proximale disponible conduit le praticien à choisir les alliages les plus rigides,
généralement les alliages non précieux du type cobalt-chrome ou nickel-chrome.
-
L’épaisseur minimale des chapes et armatures ainsi que le volume de la céramique
pour les éléments esthétiques sont évalués.
Les critères esthétiques intéressent surtout l’incidence de la couche d’oxyde de l’alliage sur la
teinte de la céramique.
Les critères techniques se rapportent au fait qu’un bon alliage est un alliage dont les
caractéristiques spécifiques sont systématiquement reproductibles par chaque laboratoire :
coulée, brasage ou assemblage, usinage, qualité de la liaison métal céramique.
Les critères économiques doivent aussi être pris en compte.
Un alliage précieux base or est deux fois plus dense qu’un alliage chrome-cobalt et quatre fois
plus dense que le titane. L’évaluation du cout des éléments prothétiques est délicate car le
poids de l’alliage à utiliser ne peut être exactement défini avant la coulée.
Dans tous les cas, le consentement éclairé pour le traitement envisagé, signé par le patient est
nécessaire. Ce consentement pourra expliciter les raisons du choix de l’alliage.
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Les alliages non précieux à base de nickel-chrome sont les plus utilisés mais ils tendent à être
remplacés par des alliages cobalt-chrome sensés être moins allergisant et plus résistants.
Les qualités mécaniques des alliages non précieux autorisent des coulées d’épaisseur de 2 à
3/10e de millimètres pour les chapes. Les embrasures même dégagées ont une grande
résistance.
Les performances mécaniques des alliages cobalt-chrome sont supérieures à celles des alliages
nickel-chrome.
Chaque fois qu’il y a suffisamment de piliers et une hauteur prothétique coronaire adéquate, on
utilise des alliages à base de nickel-chrome pour lesquels le façonnage et la cuisson de la
céramique sont les plus fiables.
Dans les reconstitutions de très longues portées et lorsque la hauteur coronaire est faible, les
alliages à base de cobalt-chrome sont utilisés.
Les alliages base cobalt sont utilisés de préférence pour les prothèses combinées à attachement
que ce soit pour la partie fixe comme pour la partie amovible.
Bien qu’ayant un comportement sensiblement différent sur le plan électrochimique, les alliages
base nickel et base chrome sont compatibles entre eux et le risque de polymétallisme est faible.
Une coiffe peut être scellée sur un alliage de la même famille (inlay-core) ou sur une
reconstitution complexe en composite, compomère ou ciment verre ionomère avec ou sans
ancrage radiculaire.
Il convient au titre du principe de précaution, de ne pas fixer un élément prothétique sur un
amalgame d’argent. Par ailleurs il serait préférable d’éviter d’utiliser des alliages Ni-Cr qui sont
reconnus comme étant à l’origine de maladies professionnelles dans les laboratoires de
prothèse par la CRAM22.
B Critères de choix d’un support céramique
En comparaison, les restaurations céramo-céramiques présentent un potentiel esthétique plus
élevé en raison de leur translucidité et de leur transparence améliorée. Leur biocompatibilité
exceptionnelle ainsi que leur faible affinité pour la plaque dentaire en font un matériau idéal
pour les restaurations dentaires.
Pour la fabrication des couronnes céramo-céramiques, il est nécessaire de disposer de systèmes
de restaurations céramiques présentant des propriétés mécaniques améliorées, sinon, il faudra
s’attendre à des échecs cliniques précoces.
L’élargissement des indications des systèmes céramo-céramiques n’a pu être obtenu qu’à
travers l’utilisation de céramiques présentant une résistance vraiment augmentée comme par
exemple pour l’oxyde d’aluminium ou l’oxyde de zirconium.
22
Caisse Régionale d’Assurances Maladie
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L’utilisation d’armatures poreuses en oxyde d’aluminium infiltrées de verre fortement vitrifiées
conduit à un pronostic clinique satisfaisant pour les couronnes unitaires et les petits ponts
antérieurs.
La fabrication de ponts postérieurs avec ce matériau n’est pas recommandée du fait de leurs
propriétés mécaniques limitées.
Pour le secteur postérieur, les restaurations céramo-métalliques furent pendant longtemps la
seule combinaison de matériaux disponible présentant une longévité clinique suffisante.
Du fait de sa résistance encore augmentée par rapport à l’oxyde d’aluminium, l’oxyde de
zirconium stabilisé à l’oxyde d’yttrium est le matériau approprié pour la réalisation d’armatures
en céramique pour bridges postérieurs.
Suite aux nombreux essais d’usure et tests mécaniques, on peut affirmer que l’oxyde de
zirconium Y-TZP présente une résistance mécanique satisfaisante pour des applications clinique
en prothèse dentaire sur une durée d’utilisation physiologique de 50 ans.
La résistance à la rupture statique est deux à trois fois plus élevée pour les bridges postérieurs
fraisés de trois éléments à base d’oxyde de zirconium par rapport aux ponts de trois éléments
en alumine.
Des essais in vitro de résistance à la rupture pour les couronnes antérieures à base d’oxyde de
zirconium ont donné des résultats comparables à ceux des CCM en alliages précieux.
L’oxyde de zirconium stabilisé à l’yttrium ne possède pas seulement l’avantage d’avoir une
résistance extrêmement élevée, il est aussi un matériau translucide. Avec une transparence
d’environ 50% en lumière incidente, il est possible de donner un aspect naturel à la prothèse. En
même temps, la semi-opacité permet aussi le montage en présence de moignons dentaires
colorés.
Il y a en plus la possibilité d’utiliser des blocs d’oxyde de zirconium pré-colorés afin d’optimiser
encore davantage les propriétés esthétiques.
L’oxyde de zirconium stabilisé est un matériau idéal pour réaliser des restaurations prothétiques
parfaitement ajustées du fait de ses propriétés esthétiques, de son excellente biocompatibilité
éprouvée ainsi que de sa faible conductivité thermique.
C Indications à respecter
Métaux
Al2O3
ZrO2
Antérieures
6 mm2
8-12 mm2
6-12 mm2
Postérieures
6 mm2
10-16 mm2
9-16 mm2
Epaisseur des connexions de bridges à respecter.
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Les alliages permettent les connexions de bridge les plus fines, avec 6mm² carré nécessaires,
alors qu’on a besoin quasiment du double pour des connexions en Alumine. On arrive avec la
Zircone à fabriquer des armatures dont les connexions sont quasiment de même taille que pour
les métaux, mais, l’avantage est donné ici aux alliages avec lesquels on peut réaliser les
connexions de bridges les plus fines.
Métaux
Al2O3
ZrO2
Antérieures
0.3 mm
0.5-0.7 mm
0.4-0.6 mm
Postérieures
0.3 mm
0.6-0.8 mm
0.6 mm
Epaisseur minimum des parois.
Les alliages possèdent également les meilleures capacités quant à l’épaisseur des parois minimum
à respecter, mais leur opacité totale est un gros handicap pour l’esthétique face à des matériaux
translucides tels que l’oxyde d’alumine et l’oxyde de zirconium.
Métaux
Al2O3
ZrO2
Antérieures
1.5 mm
1.5 mm
1.5 mm
Postérieures
2.0 mm
2.0 mm
2.0 mm
Epaisseur minimum de céramique de recouvrement
L’épaisseur de céramique minimum à appliquer est la même quelle que soit le type de matériau
utilisé. Il faudra cependant veiller à prendre en compte l’épaisseur de l’armature et des connexions
en fonction de l’espace occlusal disponible.
Voici un tableau récapitulatif, résumant les diverses utilisations envisageables avec les matériaux
servants de support prothétique à la céramique :
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Unitaire
Petit bridge
antérieur
Bridge
postérieur
Grand bridge
antérieur
Grand bridge
postérieur
Métaux
Al2O3
ZrO2
Indications
D Normes
Une norme est un document élaboré par consensus, sous l’égide d’un organisme de
normalisation, par l’ensemble des acteurs d’un marché : producteurs, utilisateurs, laboratoires
de recherche, organisations professionnelles …
En application de la Directive Européenne 93/42, tous les produits utilisés pour la fabrication des
prothèses doivent être conformes aux normes en vigueur.
La présence de la marque NF, constitue pour l’acheteur et l’utilisateur, l’assurance de la qualité
des produits certifiés.
En ce qui concerne les alliages dentaires, très peu de normes portent sur ces matériaux. On
peut constater que 6 normes (cinq sur les alliages proprement dits et une sur leur corrosion)
sont des normes internationales reprises en normes françaises, ce sont des normes NE EN ISO.
• NF EN ISO 6871-1 Avril 1997
Alliages dentaires non précieux à couler.
Elle prescrit les exigences et les méthodes d’essai relatives aux alliages dentaires à couler
à base de cobalt qui peuvent être utilisées pour la fabrication de prothèses dentaires adjointes
amovibles.
• NF EN ISO 6871-1 Avril 1997
Alliages dentaires non précieux à couler.
Elle prescrit les exigences et les méthodes d’essai relatives aux alliages dentaires à couler
à base de cobalt qui peuvent être utilisées pour la fabrication de prothèses dentaires adjointes
amovibles.
• NF EN ISO 8891 Novembre 2000
Bastien DELOGE
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55
Alliages dentaires à couler avec une teneur en métaux précieux supérieure ou égale à 25%
et strictement inférieure à 75%.
Elle établit la classification et fixe les exigences et les méthodes d’essai des alliages
dentaires à couler dont la teneur en métaux précieux est supérieure à 25% (en poids), mais
strictement inférieure à 75%. Elle est applicable aux alliages dentaires à couler adaptés à a
fabrication des restaurations et appareils dentaires.
• NF EN ISO 1562 Avril 1995
Alliages dentaires d’or à couler.
Elle établit la classification et fixe les prescriptions et méthodes d’essai relatives aux
alliages dentaires à couler à base d’or contenant au moins 75% (en poids) d’or et de métaux de
la mine du platine. Elle n’est pas applicable aux alliages destinés à la sous-structure d’une
restauration céramo-métallique qui sont traités dans l’ISO 9693.
• NF EN ISO 9693 Décembre 2000
Systèmes pour restaurations dentaires métallo-céramiques.
Elle spécifie les exigences et les méthodes d’essai pour les matériaux céramiques
dentaires traités par coulage ou usinage, et pour les céramiques convenants pour être utilisées
dans la fabrication des restaurations dentaires métallo-céramiques.
• NF S 91-249 Décembre 1997
Alliages dentaires pour restauration métallo-céramique.
Elle spécifie les prescriptions et les méthodes d’essai associées pour les alliages dentaires
appropriés pour la fabrication de restaurations dentaires métallo-céramiques.
• NF S 91-141
Biodégradabilité des alliages métalliques utilisés en art dentaire – Normalisation d’essais
électrochimiques.
• NF EN ISO 10271
Produits dentaires métalliques – Méthodes pour les essais de corrosion.
• PR NF EN ISO 16744
Art dentaire – Matériaux métalliques pour les restaurations fixes.
Les céramiques utilisées pour la réalisation de prothèses dentaires céramo-céramiques doivent
répondre aux Exigences Essentielles des dispositifs médicaux sur mesure dans le cadre de la
directive européenne 93/42.
Une norme est actuellement disponibles concernant les méthodes d’essais des matériaux en
céramique pour prothèses :
• NF EN ISO 6872 - 1995
Céramiques dentaires, et son amendement ISO 6872/A1 de 1997 transposé en norme
EN/ISO 6872 en 1998 puis en norme NF EN ISO 6872 en mars 1999.
Bastien DELOGE
BTM 2008
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CONCLUSION
Les matériaux utilisables comme support pour les armatures de reconstruction céramique sont
multiples et variés.
Que ce soient les alliages métalliques aux propriétés bien connues et utilisées depuis plusieurs
décennies en prothèse dentaire mais qui ont comme principal défaut leur opacité, ou les
nouveaux matériaux à base de céramique qui tendent à se développer de plus en plus avec le
développement de la Conception Fabrication Assistée par Ordinateur, le choix pour le praticien
est varié.
Il faudra prendre en compte tous les critères pour déterminer le type de support à utiliser :
-
les propriétés mécaniques que devront satisfaire les armatures (niveau antérieur ou
postérieur) ;
-
les matériaux déjà présents en bouche pour éviter tous risques d’allergies, de
bimétallisme pour le patient ;
-
l’espace occlusal et prothétique disponible ;
-
les critères esthétiques pour effectuer une "restauration invisible" ;
-
le cout.
Les alliages présentent les meilleures propriétés mécanique mais les nouveaux matériaux
céramiques tendent à les rattraper sur ce point, avec en plus un net avantage esthétique.
Nous pouvons avancer sans risque que ces nouveaux matériaux vont prendre une place de plus
en plus importante dans les reconstructions prothétiques céramique, d’autant que la Sécurité
Sociale envisage de rembourser en partie les reconstructions utilisant ces nouveaux
biomatériaux.
Le métier de prothésiste dentaire est donc en plein tournant, les techniques de fabrication
tendent à se moderniser et l’aspect humain prend une place de moins en moins importante au
profit de techniques technologiques (CFAO pour les armatures, stellites …).
Mais ces matériaux qui paraissent si novateurs confirmeront-ils leurs caractéristiques tant
avantageuses ? Quels matériaux seront les matériaux de demain ?
Et si l’on pouvait un jour réimplanter des dents naturelles ? Espérons que ce ne sera pas pour
tout de suite … !
Bastien DELOGE
BTM 2008
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Ouvrages
BIBLIOGRAPHIE
" Aide Mémoire Métallurgie ", de Guy Murry,
aux Editions DUNOD.
" Les alliages dentaires ", Dossier de presse de
l’ADF.
" Les céramo-céramiques ", Dossier de presse
de l’ADF.
" L’ABC de l’allergie ", de Ztm A.Noll et Dr
R.Strietzel,
édité
par
BEGO
Bremet
Goldschlägerei.
Brochures et fascicules
Brochure Metalor, " Résistance à la corrosion et biocompatibilité des alliages dentaires ".
Brochure Flamarc sur le titane.
Brochure Nobel Biocare, “ NobelEsthetics incluant Procera “.
Brochure Nobel Biocare, “ NobelEsthetics & Procera ”.
Brochure Bego avec fiches de données techniques.
Brochure Bego, " La technique des châssis métalliques ".
Brochure Bego, " Alliages non-précieux pour la céramo-métallique ".
Industrie 2020, " Comment anticiper et maitriser les technologies du futur ? ".
Division Dentaire, " La corrosion en milieu buccal ".
Dossiers
RFPD Actualités n°20.
Le petit journal de Synergis Innovations, La quenotte N°2.
Le Zirconium, de la société Zirconzahn.
Technologies Dentaire N°235, " Avec Sygma, il est temps de passer au chrome-cobalt ".
Technologies Dentaires N° 214.
" Des alliages Chrome-cobalt pour couronnes et bridges ? ", du Dr Strietzel.
" Prothèses monoblocs céramo-titane unitaires et plurales ", de P.Barthèlemy et J-F Barret,
dans les cahiers de la prothèse N°132.
" Le bridge entièrement en céramique : étude mécanique et application clinique ", de
L.Pierrisnard, D.Augereau, M.Jacou, F.Lefèvre, M.Barquins, dans les cahiers de la prothèse
N°109.
" Evaluation clinique sur cinq and de couronnes Procera entièrement en céramique ", de
A.Odén, M.Anderson, I.Krystek-Ibdracek, D.Magnusson, dans les cahiers de la prothèse
N°105.
" Céramique sans armature métallique ", de M.Laurent, G.Aboudharam, O.Laplanche,
G.Laborde, dans les cahiers de la prothèse N°119.
" Modification de la couleur des couronnes céramo-métalliques sous l’influence de chapes en
alliage riche en palladium ", de MM. Stavridakis, E.Pagaoglou, RR.Seghi, WM.Johnston,
WA.Brantley, dans les cahiers de la prothèse N°130.
Etudes des matériaux et alliages, " La métallographie ".
EPFL, Cour de choix des matériaux, semestre d’été 2003, " Etude de cas : choix des
matériaux pour une prothèse dentaire ".
" Alliages, brasures et porcelaines ", de Robert Nyst.
Développements et Santé, Bulletin d’Informations Technologiques du CLTS, " Les grandes
familles de matériaux utilises dans le domaine médical, les biomatériaux ".
Bastien DELOGE
BTM 2008
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Guide clinique, " De la céramo-métallique à la céramo-céramique ", du Dr Sven Rinke, pour
la société DEGUDENT.
Sites Internet
http://www.ferylabor.be
http://www.espacedentaire.com
http://www.zirconlab.com
http://www.art-of-design.com
http://zirconlab.arts-techniques-dentaires.com
http://symphyse.com
http://www.esthetique-ceram.com
http://www.wikipedia.com
http://www.adf-asso.fr
http://cat.inist.fr
http://www.cda.adc.ca
http://www.periodictableonline.com
http://www.informationdentaire.com
http://www.labo-dentart.fr
http://www.sceram.com
http://www.couronne-ceramique.com
Divers
Fiches de données de sécurité sur les alliages Flamarc.
Fiches de données de sécurité et certificats Himalaya Dental.
Fiches de données de sécurité Dentaurum.
Documents Metalor.
Cours de Lionel Flandin, " Verres et Céramiques ", IUT de Chambéry, Cours SGM1.
Cours de Claire Manaranche, " Etude sur la corrosion des alliages dentaires ", Septembre
2003.
Marque NF 087, NF DENTAIRE, INFORMATION, AFAQ AFNOR Certification.
Thèse pour le DE de Docteur en chirurgie dentaire, de 1996, N°421096, « Evaluations
électrochimiques et biologiques d’alliages dentaires » de Philippe Rocher.
Thèse pour l’obtention du grade de docteur soutenue le 11 octobre 2006, « Elaboration et
caractérisation de micro et nano-composites alumine-zircone pour application
orthopédique » de Dan Gutknecht.
Bastien DELOGE
BTM 2008
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alliages et supports prothetiques pour la ceramique en prothese

Transcription

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