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Alliages et supports prothétiques pour la céramique en prothèse fixée

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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

Alliages et supports prothétiques pour la céramique en prothèse fixée Bastien DELOGE

BTM 2008

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DELOGE Bastien


PROTHETIQUES POUR

LA CERAMIQUE EN

PROTHESE FIXEE

Mémoire présenté au Brevet Technique des Métiers

Lille 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 !


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PROTHETIQUES POUR

LA CERAMIQUE EN

PROTHESE FIXEE


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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

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.

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.


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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 céramo-métalliques. 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 1 sous-couche à 2 électrons max La couche M : 1 sous-couche à 2 électrons max 1 sous-couche à 6 électrons max 1 sous-couche a 10 électrons max La couche N : 1 sous-couche à 2 électrons max 1 sous-couche à 6 électrons max 1 sous-couche à 10 électrons max 1 sous-couche à 14 électrons max Etc. 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

Représentation schématique d’une

molécule


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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. 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 :

Schéma d'une déformation élastique sous un effort de traction


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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 ;


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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, fatigue-fluage …)

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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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.

� 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.

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. 5Pour 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. 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).

Test de dureté Vickers


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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.


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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 :

- 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).

Schématisation des réactions cathodique et anodique dans le cas de corrosion galvanique.


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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 hydrolyse7 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 ré-homologation).

- 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.


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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.

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.

Estimation de la dose journalière ingérée et de la masse libérée moyenne.


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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 perlèches11. 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 anticorps-antigène. 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


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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.


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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)

Limite de rupture (MPa)

Module d’élasticité (GPa)

Allongement (%)

Dureté Vickers

255-730 400-1000 150-210 8-20 210-380

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).

Propriétés mécaniques des alliages à base de nickel.


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-6

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 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 nickel-chrome 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%.

� Propriétés mécaniques et physiques

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)


Module d’élasticité (GPa)

Allongement (%)

Dureté Vickers

460-640 520-820 145-220 6-15 330-465

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.

Propriétés mécaniques des alliages à base de cobalt.


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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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• 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 10e-7m 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 :

Limite élastique

(MPa)


Module d’élasticité

(GPa)

Allongement (%)

Dureté Vickers

Base Au Base Au-Pd Base Pd

300-500 430-650 525-725

450-630 730-770 800-940

100 115-125

120

6-14 15-25 17-34

160-210 200-250 260-330

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.

� Aptitudes à la liaison céramo-métallique 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.

Propriétés mécaniques d’alliages à base d’or.


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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.

� Propriétés mécaniques et physiques 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.


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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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� Aptitudes à la liaison céramo-métallique

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.


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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.

Métaux Alumine Zirconium

Couleur Blanc-jaune opaque Blanc translucide Blanc Opaque Densité 10-19 g/cm3 2,7 g/cm3 6 g/cm3 Dureté HV Max 300 HV Max 1900 HV Max 1300 HV Module d’élasticité 88-130 GPa 300 GPa 210 GPa Résistance à la flexion

Environ 600 Mpa 800-1200 MPa

Ténacité Environ 100 4-5 8-10 CDT (25-500°C) 13-17 7,2 – 7,6 10

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.

Propriétés mécaniques


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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.


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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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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


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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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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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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 dissolution-précipitation.

- 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.


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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

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

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 :

Epaisseur minimum des parois.

Epaisseur minimum de céramique de recouvrement


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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

Unitaire

Petit bridge antérieur

Bridge

postérieur

Grand bridge

antérieur

Grand bridge

postérieur

Métaux

Al2O3

ZrO2

Indications


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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.


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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 … !


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BIBLIOGRAPHIE

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 ".

Ouvrages

� " 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.


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.

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