Philippe ROCHER

19es Journées

du Collège Français

de Biomatériaux Dentaires

Textes coordonnés par : Philippe ROCHER

Publication du Collège Français de Biomatériaux Dentaires

www.cfbd.asso.fr

Journal de Biomatériaux Dentaires

ANNÉE 2002 VOLUME 17

Journal de Biomatériaux DentairesJournal de Biomatériaux Dentaires

Directeur de la Publication

Michèle LISSAC

Coordination des Textes

Philippe ROCHER

Directeur de la Rédaction

Philippe ROCHER

Comité de Lecture

J.P. ATTAL B. GROSGOGEAT F. MOYA

M. BOLLA J.J. GUYONNET B. PICARD

G. BURDAIRON P. JONAS L. POURREYRON

J. COLAT-PARROS G. LELOUP (Belgique) P. ROCHER

P. COLON M. LISSAC M. SADOUN

C.L. DAVIDSON (Pays-Bas) H. LOGET C. SÉVERIN

M. DEGRANGE M. MAQUIN J. VREVEN (Belgique)

J. DEJOU J.M. MEYER (Suisse) AG. WILSON (Grande-Bretagne)

P. EXBRAYAT P. MILLET

G. GRÉGOIRE M. MORENAS

COLLÈGE FRANÇAISDE BIOMATÉRIAUX DENTAIRES

Faculté d'Odontologie, Place de Verdun 59000 LILLE

www.cfbd.asso.fr

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•Le point sur les alliages en 2002 ..................................................................................p. 7Jean-Marc MEYER, Christian SUSZ, Lucien RECLARU1. LES ALLIAGES DENTAIRES AUJOURD’HUI (J-M. MEYER)2. ÉCHECS : COMMENT LES ÉVITER ? (CH. SUSZ)3. DÉGRADATIONS EN MILIEU BIOLOGIQUE SIMULÉ (L. RECLARU)

• NiTi alloys : Shape Memory Alloys for orthodontic applications ...................................p. 37Jan VAN HUMBEECK

• Compte rendu des 19es journées scientifiques du CFBD

SESSION 1 MÉTHODOLOGIE ET CARACTÉRISATION

• ADHÉSION DE FIBROBLASTES GINGIVAUX HUMAINS SUR DIFFÉRENTES RUGOSITÉS D’ALLIAGES ORTHOPÉDIQUES.....................................................p. 48V. COMTE, C. LAGNEAU & M. LISSAC.

• MESURE DE L’ÉNERGIE LIBRE DE SURFACE DE MATÉRIAUX IMPLANTAIRES DENTAIRES : MÉTHODES DE LA GOUTTE POSÉE ET DE LA BULLE CAPTIVE .................................p. 52F. MABBOUX, L. PONSONNET, J. J. MORRIER & O. BARSOTTI

• FINITION ET POLISSAGE DES RÉSINES COMPOSITES : INFLUENCE DU MATÉRIAU ET VARIABILITÉ INTER-OPÉRATEUR..................................................p. 56L. BEAUCOURT, S. ETIENNE, J-P. SALOMON & J. DEJOU

• EFFETS DU RENFORCEMENT A L’AIDE DE FIBRES DE VERRE ET DE LA POST-POLYMÉRISATION SUR LES PROPRIÉTÉS MÉCANIQUES DE DEUX RÉSINES COMPOSITES DE LABORATOIRE.....................................................................p. 62J. KOSORIC, M. CATTANI-LORENTE, CH. GODIN & J-M. MEYER

• ABSORPTION D’EAU ET SOLUBILITÉ DE CINQ MATÉRIAUXDE RESTAURATION À BASE DE RÉSINE ET DE LEURS ADHÉSIFS ..................................................p. 67E. MORTIER, D. GERDOLLE, B. JACQUOT & M. PANIGHI

• CAPTATION PAR L’EMAIL HUMAIN D’IONS FLUORURES ET STRONTIUM RELARGUÉS PAR DES CVI : MISE AU POINT D’UN PROTOCOLE D’ÉTUDE.....................................p. 71B. TERRIÉ, P. SHARROCK & G. GRÉGOIRE

• BIOMATÉRIAUX INJECTABLES : RHÉOLOGIEET APPLICATIONS ODONTOLOGIQUES EN SITE OSSEUX..............................................................p. 76I. KHAIROUN, P. WEISS, G. DACULSI, A. JEAN & J-M BOULER

SESSION 2 POLYMÉRISATION ET LUMIÈRE

• CARACTÉRISATION ET EFFICACITÉ DE TROIS LAMPES A POLYMÉRISER........................................p. 79M. CATTANI-LORENTE, P. PAYOT, C. GODIN, S. BOUILLAGUET, J. FORCHELET & J-M. MEYER

• INTÉRÊT DU MODE DE PHOTOPOLYMÉRISATION EXPONENTIEL SUR LES CONTRAINTESDE RÉTICULATION DE RÉSINES COMPOSITES .............................................................................p. 85C. CHARTON, C. G’SELL & M. PANIGHI

• ÉVALUATION DE L'EFFICACITÉ DE LA PHOTOPOLYMÉRISATION LED DE 2 MATÉRIAUX COMPOSITES..........................................p. 88B. PELISSIER, E. CASTANY, N. DE SOUFFRON & F. DURET

TABLES DES MATIÈRES

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La loi du 11 mars 1957 n’autorisant, aux termes des alinéas 2 et 3 de l’article 41, d’une part, que les « copies oureproductions strictement réservées à l’usage privé du copiste et non destinées à une utilisation collective » et,d’autre part, que les analyses et les courtes citations dans un but d’exemple et d’illustration, « toutereprésentation ou reproduction intégrale ou partielle, faite sans le consentement de l’auteur ou de ses ayantsdroit ou ayants cause, est illicite » (alinéa 1er de l’article 40).

Cette représentation ou reproduction, par quelque procédé que ce soit, constituerait donc une contrefaçonsanctionnée par les articles 425 et suivants du Code pénal.

© CFBD 2003

(Imprimé en France)

ISBN : 2-9519994-3-7

• COMPARAISON DE LA DURETÉ KNOOP DE 2 MATÉRIAUXCOMPOSITES AVEC 5 LAMPES À DIODES ÉLECTROLUMINESCENTES ............................................p. 94B. PELISSIER, E. CASTANY, N. DE SOUFFRON & F. DURET

• INFLUENCE DE LA POLYMÉRISATION SUR LA DURETÉ ET LA RÉSISTANCE À LA FLEXION DE COMPOSITES DENTAIRES...................................................p. 98N. KAPRIELIAN, C. LAGNEAU, B. GROSGOGEAT & M. LISSAC

SESSION 3 ADHÉSION ET ADHÉSIF

• ÉTUDE AU MICROSCOPE ÉLÉCTRONIQUEÀ BALAYAGE DE 2 ADHÉSIFS DE 5ÈME GÉNÉRATION................................................................p. 102J. BALLEYDIER, C. LAGNEAU, D. SEUX & M. LISSAC

• INFLUENCE DE LA SIMULATION IN VITRO DES CONDITIONS INTRA-ORALES EXTRÊMES SUR LA MORPHOLOGIE DES INTERFACES OBTENUES ENTRE LA DENTINE ET DEUX SYSTÈMES ADHÉSIFS EN M.E.B .................................p. 108C. BESNAULT, JP. ATTAL & M. DEGRANGE

• ÉTUDE IN VITRO DE L’ÉTANCHÉITÉ A L’INTERFACE DE QUATRE SYSTÈMES DE COLLAGE A USAGE PROTHÉTIQUE ...................................................p. 110D. GERDOLLE, E. MORTIER, B. JACQUOT & M. PANIGHI

• ÉTUDE PRÉLIMINAIRE DE LA VISCOSITÉ INITIALE DE TROIS ADHÉSIFS DENTINAIRES; RELATION AVEC LEUR PÉNÉTRATION DANS LES TUBULI. ..................................p. 114E. LEFORESTIER, E. DARQUE-CERETTI, Ch. PEITI, PO. BOUCHARD & M. BOLLA

• PROPRIÉTÉS DES SYSTÈMES ADHÉSIFS ET ÉTANCHÉITE IN VITRO DÉTERMINATION DES FACTEURS DISCRIMANTS ...............................p. 119A. RASKIN, J. VREVEN & J. DEJOU

• ÉVALUATION DE L’ADHÉRENCE DE VERROUS ORTHODONTIQUES SELON DIFFÉRENTS PROTOCOLES DE COLLAGE ET OBSERVATION DES SURFACES APRÈS RUPTURE...................................................................p. 123T. VERGE, G. GREGOIRE & P. SHARROCK

• ÉVALUATION IN VITRO DES PERFORMANCES DE 2 ADHÉSIFS AUTO-MORDANCANTSET D'UN COMPOSITE FLUIDE POUR L'OBTURATION DE PUITS ET FISSURES .............................p. 128D. GLAVINA, F. COURSON, W. ARANDA, JP. ATTAL & M. DEGRANGE

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Jean-Marc MEYER (1), Christian SUSZ (2), Lucien RECLARU (3)

(1)- Section de Médecine Dentaire, Université de Genève, Suisse(2)- Qualident S.A., Genève, Suisse(3)- Groupe PX, La Chaux-de-Fonds, Suisse

Collège Français de Biomatériaux DentairesLes Journées Scientifiques de Lille 2002Faculté d’Odontologie, 6 & 7 juin 2002

RÉSUMÉ

L’offre des alliages dentaires à couler a été considérablement modifiée pour des raisonséconomiques et de biocompatibilité. Les alliages à bas prix à base de nickel sont soumis de plus enplus à des restrictions, voire des interdictions. On voit apparaître des alliages dits “bio”, contenantpresque exclusivement des alliages nobles (or et platine). Pour simplifier le travail des techniciens, desalliages dits “universels” sont également proposés, qui permettent de réduire le nombre d’alliages àmaintenir en stock dans le laboratoire. Les alliages à base de cobalt se développent comme unealternative économique aux alliages non-précieux à base de nickel. Le titane et ses alliages, utiliséspour la coulée, ont de la peine à s’imposer sur le marché, principalement à cause des difficultés demanipulation et de la lourdeur de l’investissement technique nécessaire (machine de couléespécifique).

Les échecs observés lors de l’utilisation au laboratoire odonto-technique des alliages dentaires àl’état coulé reposent en partie sur des déficiences au niveau de la conception de la restauration(formes et dimensions ne respectant pas les exigences mécaniques minimales) et sur un traitementinadéquat de l’alliage lors de sa transformation par coulée. En particulier, les facteurs thermiquessont souvent à l’origine de défauts plus ou moins graves, tels que porosités et coulées incomplètes. Ilexiste pour chaque type d’alliage une gamme de températures de moule et de coulée optimales, dontle non-respect entraîne l’apparition des défauts cités.

Les alliages dentaires faisant partie des dispositifs médicaux selon la législation européenne, ilssont soumis aux directives sur l’évaluation biologique de ces dispositifs. L’évaluation de leur résistanceà la corrosion est l’un des tests clés dans ce domaine, à cause des risques que peuvent entraîner lerelargage de certains ions, comme le nickel notamment. La mesure du potentiel en circuit ouvert enmilieu biologique simulé (salive artificielle) donne une première indication de la noblesse relative del’alliage, mais cette première indication doit être complétée par des mesures de la résistance depolarisation, du courant de corrosion, et du potentiel de crevasse. Une évaluation des risques liés augalvanisme créé par la mise en contact permanente ou répétitive avec un autre alliage doit égalementêtre réalisée. La présente étude donne enfin deux exemples illustrant le processus de relargaged’ions : celui d’alliages dentaires à base de cuivre utilisés dans certains pays de l’Europe de l’Est et enAmérique du Sud, et celui d’alliages à base de nickel. Parmi les orientations pour de futuresrecherches, il est mentionné le recours à des corrélations entre éléments relargués (mis en évidence

Jean-Marc MEYER , Christian SUSZ , Lucien RECLARU

Le point sur les alliages en 2002

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par des méthodes aussi sophistiquées que les analyses de traces par ICP-MS, GC-MS et HPLC-MS) et testsimmunologiques (MELISA, LTT-CITA).

Mots-clés : matériaux dentaires, alliage dentaire, dégradation, corrosion, galvanisme

Cet article rend compte des trois présentations regroupées lors des Journées Scientifiques 2002 duCFBD sous le titre général « Le point sur les alliages en 2002 ». Afin de ne pas trahir les opinions destrois auteurs, chacun d’eux a rédigé la partie qui lui avait été dévolue lors de cette présentation, àsavoir : Les alliages dentaires aujourd’hui, par Jean-Marc Meyer, Echecs : comment les éviter ? parChristian Susz, et Dégradations en milieu biologique simulé, par Lucien Reclaru.

LES ALLIAGES DENTAIRES AUJOURD’HUI (J.-M. MEYER)

Origine des changements (prix du palladium)Le marché des alliages dentaires en Europe a subi de profondes mutations durant les dernières

années. Les causes en sont multiples, mais on peut néanmoins identifier assez clairement l’effetdévastateur du rejet du palladium comme constituant important des alliages dentaires par le marchéallemand. À cet effet d’origine essentiellement psychologique est ensuite venu s’ajouter un effetfinancier, lié à la hausse massive du prix du palladium. Ainsi, de métal noble plus économique queles autres métaux nobles et pour cela très prisé comme alternative économique à l’or, le palladiumest devenu plus coûteux que l’or qu’il avait si longtemps remplacé.

Pendant des années, le prix du palladium était suffisamment bas pour en faire un élément trèsintéressant comme substitut de l’or dans les alliages dentaires nobles. Les alliages à base de palladiumétaient alors considérés comme une solution économique raisonnable, d’autant plus que leurcomportement biologique (à l’exception des alliages Pd-Cu) et électrochimique est excellent. Unincident malheureux et monté en épingle par les médias allemands (présentation à la télévisionallemande, dans une émission de consommateurs, d’une patiente victime d’une impressionnanteréaction allergique à un alliage palladium-cuivre encore en cours de développement) a durablementaffecté la réputation des alliages au palladium dans ce pays – avec comme résultat des ventes enchute libre !

La montée rapide et considérable du cours du palladium a également contribué à l’abandontemporaire des alliages à base de ce métal. Son cours a en effet passé de US $ 116.- l’once enoctobre 1996 à US $ 1 047.- l’once en janvier 2001, dépassant alors largement le prix du platine (US $625.- l’once en janvier 2001), et bien sûr celui de l’or (US $ 260.- l’once à la même date). Le prix actueldu palladium est retombé à environ US $ 246.- l’once en décembre 2002.

Face à ces difficultés, de nombreux fabricants allemands d’alliages dentaires nobles se sonttournés vers le développement d’alliages nobles de remplacement, principalement des alliages à based’or et de platine et sans palladium, créant ainsi une nouvelle catégorie d’alliages devant posséder lesmeilleures qualités possibles.

Nouvelle classification des alliages dentaires aujourd’huiSur la base de la documentation obtenue lors de l’exposition IDS 2001 à Cologne

Les alliages noblesClassiquement, les alliages dentaires se répartissaient en deux grands groupes : les alliages “pour

la technique céramo-métallique” et les alliages “conventionnels”, chacun de ces deux groupes sedivisant à leur tour en trois sous-groupes :



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Alliages “céramo-métalliques”Alliages riches en or (base or-platine-palladium)Alliages à teneur en or réduite (or remplacé en partie par du palladium)Alliages à base de palladium (avec ou sans argent)

Ces alliages, formant aujourd’hui la part la plus importante du marché, sont caractérisés par uncoefficient d’expansion thermique (CET) compris entre 13.8 et 15.5 x 10-6/ °C. Ils sont donc bienadaptés à la majorité des céramiques dentaires classiques.

Alliages “conventionnels”Alliages riches en or (base traditionnelle or-cuivre)Alliages à teneur en or réduite (or remplacé en partie par de l’argent)Alliages à base d’argent (très bon marché, mais d’une moins bonne qualité)

Compte tenu de la demande toujours plus faible de restaurations dentaires fixées entièrementmétalliques, les alliages de ce type ne sont guère plus qu’une survivance de produits anciens. Commeil est par ailleurs possible de réaliser une couronne “tout-métal” avec un alliage céramo-métallique,alors que le contraire n’est pas possible, la nécessité de stocker au laboratoire des alliagesconventionnels ne s’impose plus.

L’apparition de nouvelles céramiques dentaires, notamment à plus basse fusion (porcelaines LFC),mais avec des CET nettement plus élevés que les céramiques classiques, a conduit à l’élaborationd’alliages dits “universels”, possédant un CET compris entre 15.8 et 16.8 x 10-6/ °C. De tels alliages sontpar ailleurs proposés pour l’ensemble des travaux prothétiques (céramo-métallique, conventionnel, etmême pour les châssis de prothèse partielle adjointe).

On a donc aujourd’hui une nouvelle classification, comportant trois groupes principaux au lieu de deux :Alliages “céramo-métalliques”Alliages “universels”Alliages “conventionnels”

Malgré les efforts de rationalisation, les producteurs d’alliages dentaires ont toujours tendance àmaintenir dans leur catalogue un nombre trop élevé d’alliages. Ainsi, pour la seule maison Metalor,on trouve dans le catalogue les produits suivants :

Alliages “céramo-métalliques” (bonding alloys)Riches en or : V-Gnathos Plus, V-Gnathos PF, V-Supragold, V 92, V 44, V-Supra Plus, V-ClassicTeneur en or réduite : V-Delta SF, V-Deltabond, V-Deltaloy, V-Delta 450, V-Delta ClassicÀ base de palladium : Deltapal, Cerapall 2, Cerapall 4 CF, Cerapall 6, Ceradelta, Ceradelta 2

Alliages “universels” (universal alloys)Riches en or : Aurofluid Plus, Pontor LFC, Pontor 4 CF, Aurofluid CPFÀ base de Pd et Ag : Pagalinor 4

Alliages “conventionnels” (casting alloys)Riches en or : Aurofluid 2 PF, Pontor MPF, Aurofluid M, Aurofluid 3, Prothauro 22Teneur en or réduite : Pontor 2, Solaro 3À base d’Ag et Pd : Pagalinor 2, Pagalin2

Cette pratique se retrouve chez bon nombre de fabricants, et le consommateur aura bien de lapeine à s’y retrouver.



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Les alliages “bio”Les très violentes critiques allemandes contre les alliages contenant du palladium ont conduit les

fabricants à proposer des alliages soi-disant plus sûrs, sans palladium. Ces nouveaux alliages ont étéaffublés du qualificatif “bio”. Pour le même fabricant cité plus haut, la démarche a été la suivante :à partir de l’alliage “céramo-métallique” riche en or V-44, de composition Au 76.9 % pds, Pt 10.3 %,Pd 9.4 % et In 1.4 %, deux alliages ont été développés : V-Gnathos Plus (Au 85.9 %, Pt 11.7 % et Zn1.5 %), et V-Gnathos PF (Au 86.8 %, Pt 11.7 %), avec comme objectif d’offrir des alliages sans métaux“à risque”. Cette démarche se retrouve chez la plupart des fabricants, qui proposent maintenant desproduits de ce type, comme le montre le tableau 1.

Tableau 1 : Quelques alliages “bio” récemment mis sur le marché

Mis à part le produit Wegold Biologic, les ressemblances entre les autres produits sont vraimentétonnantes : on a bien là une catégorie très clairement définie.

Mais attention aux pièges… Malgré une si forte teneur en métaux nobles, les premiers alliages dece type étaient cytotoxiques, comme on va le démontrer ici. Lors du contrôle final de qualité d’unnouvel alliage Au-Pt, contrôle incluant un test de cytotoxicité, un fabricant d’alliages dentairesconstate que ce produit apparaît comme cytotoxique. Les contrôles sont répétés, des comparaisonssont réalisées avec des produits concurrents, et une ligne claire se fait jour : la teneur en zinc –élément indispensable pour assurer la coulabilité de ce type d’alliages – est la cause de cette réactionnéfaste. Une étude le montre nettement : au-delà d’une teneur en Zn supérieure à 16 millièmes,l’alliage devient cytotoxique (J.-C. Wataha, J.-M. Meyer, M.H. Zurcher : "Correlation between Cytotoxicity,Composition, and Microstructure of Au-Pt Alloys" IADR General Session, March 13-17, 1996, San Francisco, USA).Ceci s’explique par la disparition de la solubilité totale du Zn dans l’alliage Au-Pt, il se forme desprécipités riches en Zn, et c’est ce métal qui provoque, en présence de cultures de fibroblastes, ladégradation, voire la disparition totale de la vitalité cellulaire. En utilisant une technique statistiqueadéquate ("Quick Cluster" procedure, SPSS-X), il est possible de regrouper les résultats de la vitalitécellulaire (exprimée en pourcentage de la vitalité cellulaire en présence du Teflon utilisé commecontrôle négatif) en “paquets” ou “clusters”, statistiquement différents : Cluster #1 = cytotoxique,Cluster #2 = cytocompatible, et Cluster #3 = intermédiaire. On le voit, la seule présence dominantede métaux aussi nobles que l’or et le platine ne suffit pas à assurer une parfaite biocompatibilité d’unalliage : les éléments d’addition en quantités minimes peuvent fortement dégrader labiocompatibilité si l’on n’y prend pas garde. D’ailleurs, la liste des alliages établie en 2001 (Tableau 1)indique partout une teneur en Zn inférieure à 1.6 %.

L’engouement pour les alliages “bio” a suscité bien des convoitises et bien des “vocations” parmiceux qui savent flairer les bonnes affaires. Ainsi cette présentation vue à la dernière expositiondentaire internationale de Cologne en avril 2001, d’une société allemande spécialisée dans les“systèmes d’alliages dentaires biocompatibles à haut titre en or”, ne contenant, selon le brevetprésenté, que des « métaux non allergéniques et non toxiques comme l’or, le platine, l’argent, lerhodium, le cuivre, le zinc et le fer ». L’assortiment contient essentiellement 4 alliages :

Fabricant Produit Au Pt Zn CETBegoGold Bio PontoStar 87.0 10.6 1.5 14.4Wegold Wegold GS 86.8 11.6 1.5 14.4Wegold Wegold Biologic 78.0 19.3 1.2 14.0Wegold Wegold Bio-REVO 86.0 11.0 X 14.5

Cendres&Métaux CM Bio Ethic 86.7 10.8 1.5 14.5Ivoclar/Vivadent d.SIGN 98 85.9 12.1 1.5 14.3

Novametal NovaBio 86.0 10.4 1.5 14.4



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Universel, pour céramique ;Universel, pour coulée ;Spécial patients sensibles, céramique ;Spécial patients sensibles, inlays.

La description des alliages dits “spéciaux pour patients sensibles” est loin d’être explicite, et il n’estfait aucune mention des méthodes utilisées pour les caractériser ; aucune documentation scientifiquesérieuse ni la moindre publication dans des journaux à politique éditoriale n’étaient disponibles surle stand de ce fabricant. Le vocable “bio” ne doit pas permettre toutes les aventures.

Les alliages “universels”Dans un effort louable pour réduire le nombre d’alliages utilisés, certains fabricants proposent

aujourd’hui des alliages dits “universels”, adaptés pour pratiquement toutes les indications, telles queles travaux céramo-métallique avec céramiques LFC à forte expansion thermique, les travaux avecrecouvrements de résines composites de laboratoire, les travaux coulés, et enfin les travaux fraisés ettélescopiques.Un nouveau couple dans le domaine des alliages “universels” est constitué par exemple par l’alliageDegunorm et par la céramique hydrothermale à forte expansion Duceragold.Similairement, l’alliage Pontor LCF, qui constitue la réponse du fabricant Metalor au marché desalliages ”universels “, est plus particulièrement adapté aux nouvelles céramiques Duceragold etEvolution à basse température de cuisson et à coefficient d’expansion thermique élevé.

Les alliages à base de cobaltAfin de proposer une alternative aux alliages non-nobles à base de nickel, de nouveaux alliages à

base de cobalt ont été développés, plus spécialement comme alliages destinés à la technique céramo-métallique. Ils sont censés être utilisés comme des alliages précieux, et s’adapter à la majorité descéramiques dentaires.

On peut citer comme exemple les produits suivants :

Wirobond® C (Bego, Allemagne)Alliage cobalt-chrome pour la technique céramo-métallique exempte de nickel et de béryllium :Composition : Co 61 % pds ; Cr 26 ; Mo 6 ; W 5 ; Si 1 ; Fe 0.5 ; Ce 0.5 ; C max. 0.02

Pour une utilisation avec des céramiques à basse température de cuisson, dont le coefficientd’expansion thermique (CET) est trop élevé pour les alliages à base de CoCr, des alliages spéciaux ontdû être conçus :Wirobond® LFC (Bego, Allemagne)Alliage cobalt-chrome pour la technique céramo-métallique, breveté, à large spectre d’utilisation,sans nickel ni béryllium ; peut-être recouvert de céramiques à forte expansion et à basse températurede cuisson (céramiques LFC), comme par exemple la céramique VITA RESPONSE®Composition : Co 33 % pds ; Cr 30 ; Fe 29 ; Mo 5 ; Mn 1,5 ; Si 1 ; N 0,2 ; C 0,3

GOLD CORE 2 ( Jeneric Pentron, USA)Alliage cobalt-chrome contenant de l’or, selon norme ISO 9001, et à CET élevé, pour les céramiques LFC

Composition : Au 2,0 % pds ; Co 63,5 % ; Cr 21,0 % ; Mn 6,5 % % ; Ga 4,5 % ; Al 2,5 %L’accent mis dans la publicité sur la présence d’or dans cet alliage a créé de vives réactions lors de saprésentation à la dernière IDS en avril 2001, notamment de la part de concurrents qui ont jugéinopportune et trompeuse une démarche visant à donner une importance exagérée à une si faibleprésence d’or dans un tel alliage, et surtout le présentant comme une alternative économique auxnouveaux alliages universels riches en or pour les céramiques LFC.



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Enfin, pour l’utilisation avec d’autres types de céramiques, comme par exemple les vitro-céramiques, une formulation particulière s’est révélée nécessaire :IPS d.SIGN® 30 (Ivoclar, Liechtenstein)Alliage cobalt-chrome pour la technique céramo-métallique avec propriétés mécaniques et physiquesadaptées à la vitrocéramique à la fluorapatite IPS d.SIGNComposition : Co 60,2 % pds ; Cr 30,1 ; Mo 0,6 ; Si 0,9 ; Ga 3,9 ; Nb 3,2 ; B Fe Al Li

Le titane et ses alliagesLe titane, en raison de son excellente biocompatibilité, a trouvé des applications multiples en

dentisterie, mais il a de la peine à s’imposer en Europe. Pour l’instant, les champions de son uti-lisation sont les Japonais, qui ont su développer une technologie capable de surmonter les difficultésde base liées à la coulée de ce métal : très grande réactivité avec l’oxygène et faible densité. Cette miseen œuvre du titane nécessite ainsi des moyens très spécifiques, notamment au niveau des revê-tements, des techniques de fusion et de coulée, et ensuite des céramiques destinées à les recouvrir.Les revêtements spéciaux pour la coulée du titane sont à base de magnésie, d’alumine, de spinel, oude zircone, mais rarement à base de phosphate.Les systèmes de fusion et coulée travaillent tous sous vide et avec une protection d’argon. Un systèmeà deux chambres superposées (fusion à l’arc électrique en haut et coulée dans le cylindre en bas) estrepris par plusieurs fabricants, mais il existe aussi des systèmes avec coulée centrifuge. Les principauxproblèmes liés à la coulée du titane et de ses alliages peuvent être le manque d’exactitudevolumétrique des pièces coulées (problèmes de revêtements), et les porosités internes (faible densitédu métal et systèmes de coulée, pression des gaz et turbulences lors de l’injection).Les céramiques spécifiques pour les armatures en titane doivent avoir une température de cuissoninférieure à 800 °C (low fusing ceramics). Des progrès sont faits dans les qualités esthétiques de cescéramiques à basse fusion, qui avaient initialement une mauvaise réputation à ce sujet.

Quels alliages de titane peut-on utiliser en dentisterie ?Classique : Ti-6Al-4V alliage α + βProblèmes : forte libération de V dans une solution d’ac. lactique : > 2 000 mg/m2/30 joursSolutions possibles :Ti-6Al-7Nb ouTi-5Al-13TaCaractéristiques : propriétés mécaniques comme Ti6Al4V, mais plus ductile

Autres approches :alliages βTi-7.5Mo,Ti-13Nb-13ZrTi-7.5Mo-1NbTi-7.5Mo-1ZrTi-23Nb-13Ta-4.6Zrmoins rigides et plus résistants que cp Ti, meilleure biocompatibilité que Ti-6Al-4V

Ti-0.2PdTi-0.5Ptplus résistants à la corrosion en présence de F - que c.p.Ti

Ceci reflète les grandes lignes de développement, telles que montrées au récent 5th IinternationalSymposium on Titanium in Dentistry, tenu à Chiba, Japon, les 30 juin - 1er juillet 2001.

Pour la réalisation des suprastructures implanto-portées – pratiquement impossibles à couler avecla parfaite qualité d’adaptation (passive fit) imposée par la totale immobilité des implants – il faut



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relever qu’il existe divers systèmes d’ajustement des pièces coulées en titane ; on peut citer parexemple Cresco Ti Systems, API All Parts Included.

ConclusionsOn notera que l’intérêt pour les restaurations “tout céramique” est très fort, mais il faut toutefois

rappeler que seuls 3 % des travaux de ponts et couronnes sont faits en “tout céramique”. Avec 97 %des travaux réalisés sur une base métallique, les alliages ont encore de beaux jours devant eux.

Il restera des situations pour lesquelles il sera toujours plus simple, moins coûteux et moins risquéd’avoir encore recours aux alliages métalliques, plutôt qu’aux solutions non-métalliques (toutcéramique, ou résines composites de laboratoire renforcées par des fibres, par exemple).

ÉCHECS : COMMENT LES ÉVITER ? (CH. SUSZ)

Exigences fondamentales

Les exigences fondamentales des alliages dentaires destinés à la réalisation de restaurations fixesconcernent d’une part le patient et d’autre part le prothésiste :

Les dispositifs médicaux doivent pouvoir être en mesure, après réalisation, de satisfaire auxbesoins de fonctionnalité c’est-à-dire présenter des propriétés mécaniques suffisantes afin desupporter sans dommage et à long terme les contraintes en bouche. D’après la norme ISO 9693, lalimite conventionnelle d’élasticité doit au moins atteinte 250 N/mm2 pour les alliages pour latechnique céramo-métallique (Figure 1). Pour les alliages destinés à la technique conventionnelle,cette limite doit pouvoir atteindre 450 N/mm2 pour les alliages du type 4. Ils doivent égalementprésenter un caractère de pérennité de par le milieu agressif (résistance à la corrosion) et doivent êtretolérés, sans induire d’agression sur le milieu biologique (allergie, cytotoxicité, génotoxicité).

Figure 1 : Limites conventionnelles d’élasticité des alliages pour la technique céramo-métallique par familles:

U alliages universels - A1 alliages «bio» Au-Pt - A2 alliages Au-Pt-Pd -B alliages Au-Pd - C alliages Pd-Ag - Co alliages Co-Cr



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Le prothésiste attend des matériaux des caractéristiques fiables permettant des conditions de miseœuvre fiables (performance à la coulée, paramètres de céramisation, aptitudes au brasage, traitementdes surfaces…). Il est en droit d’attendre également la sécurité lors des différentes phases de travail(pas de risques de toxicité).

Les alliages

Figure 2 : Structure de la liaison métallique

Figure 3 : Les éléments de transition et les alliages dentaires précieux

Les caractéristiques particulières des alliages sont dues à la nature de la liaison métallique qui estdéterminée par le réseau tridimensionnel de sa structure (Figure 2). Cet arrangement permet enparticulier d’ajouter à l’élément de base (atomes a) de nombreux autres éléments (atomes b) dans lemême réseau comme éléments d’addition. Ces diverses additions permettent de modifiernotablement les propriétés de l’élément de base comme par exemple les propriétés mécaniques, lacouleur, la résistance à la corrosion et des propriétés techniques telles qu’expansion thermique,intervalle de fusion, sensibilité à l’oxydation, poids spécifique, propriétés au casting.



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Dans ce contexte, on considère particulièrement les éléments de transition (Figure 3). On peutdistinguer parmi ces éléments les éléments nobles utilisés comme éléments de base, les élémentsutilisés comme éléments d’addition et faiblement utilisés ainsi que les éléments à proscrire tels queles éléments potentiellement allergènes ou toxiques.

Figure 4 : Pouvoir de renforcement de l’or par % d’ajout de V, Ni, Nb, Sn et Zn.

Figure 5. Pouvoir d’élévation de la température de solidus Ts de l’or par % d’ajout de Ti, Pd, V, Nb et Cr.

Les alliages dits “bio” pour la technique céro-métalliqueLes alliages dits “bio” pour la technique céramo-métallique sont essentiellement constitués d’or et

de platine (rapport Au/Pt env. 85/15.) et ne contiennent en principe ni palladium ou cuivre (excellenterésistance à la corrosion, bonne biocompatibilité). De tels mélanges binaires déterminent des alliagesaux propriétés mécaniques faibles et à températures de solidus trop faibles pour des raisonstechniques. Il convient alors d’ajouter des éléments d’addition, mais lesquels ?

Les éléments d’addition les plus efficaces (Figure 4) en ce qui concerne la rigidité sont levanadium, à éviter en raison de son caractère toxique, le nickel, à écarter en raison de son effetallergisant, le niobium qui amène certaines difficultés lors du casting, l’étain qui est un élémentabaissant trop la température de solidus et le zinc qui présente la meilleure solution.



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Les éléments d’addition les plus efficaces (Figure 5) pour l’augmentation de la température desolidus sont le titane et le niobium, à éviter car ils amènent certaines difficultés lors du casting, levanadium qui est à écarter en raisin de son caractère toxique, le chrome qui est également à écarterpour son caractère allergisant et le palladium qui représente en fait le meilleur compromis.

Un très bon compromis est obtenu par des adjonctions mesurées en palladium / zinc et dequelques traces d’autres éléments qui sont additionnés à la base adéquate Au - Pt.

Fonctionnalité - stabilité mécaniquePour la forme anatomique réelle d’une restauration fixe, la résistance à la flexion est difficile à

calculer. Il est cependant instructif de rappeler de quels facteurs dépend la flexion pour une formegéométrique plus simple :Une poutre parallélépipédique, par exemple (Figure 6), supportée par deux piliers distants de lalongueur L et soumise en son milieu à une force F, subit une flèche f en son centre qui estproportionnelle au cube de la distance L. D’autre part la flèche est d’autant plus grande que le métalmontre un module d’élasticité E faible et que le moment d’inertie I de la section de la poutre parrapport à l’axe de flexion est restreint. Ceci répond à la formule suivante :

Un pont d’une portée de plus de 3 éléments intermédiaires dans un segment postérieur doit déjàêtre considéré comme présentant un certain risque. Au-delà de cette portée, en raison de ladépendance en L3, cela devient très risqué et aucune technique céramo-métallique ne résistera auxcontraintes qui amèneront fatalement, avec le temps, des échecs par fracture de la céramique, de lastructure métallique et/ou descellement. Un bridge de 13 éléments avec 5 éléments intermédiaires(32-36) a par exemple montré progressivement dans le temps des fractures de la céramique, undescellement et enfin la fracture de la structure métallique.

La rigidité d’une restauration fixe est certes augmentée en choisissant un alliage avec un grandmodule d’élasticité E. Nous remarquons cependant que, pour la technique céramo-métallique, lechoix (Figure 7) ne présente au maximum qu’un facteur 2 entre les alliages les plus faibles U et A1 etles alliages les plus performants Co.

La rigidité est par contre extrêmement dépendante du modelage de l’armature, non seulementpar le respect des sections minimales mais également par la topologie des formes par rapport à l’axede flexion le plus important. Nous constatons en effet pour des sections identiques des momentsd’inertie I présentant des facteurs variant de 1 à 70 en raison de la répartition de la matière parrapport à l’axe de flexion (Figure 8). Dans certains cas, un liserai métallique lingual seraitparticulièrement recommandé pour augmenter cet effet.

f = 1 F L3

48 E I



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Figure 6 : Flèche résultant de la flexion d’une poutre

Figure 7 : Modules d’élasticité E des alliages pour la technique céramo-métallique par familles :U alliages universels - A1 alliages “bio” Au-Pt - A2 alliages Au-Pt-Pd - B alliages Au-Pd -

C alliages Pd-Ag - Co alliages Co-Cr

Figure 8 : Valeurs relatives du moment d’inertie I pour différents profils caractérisés par des sections identiques mais de différentes orientations.

Figure 9 : Cas d’un élément en extension



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Fonctionnalité - élément en extensionLa pérennité fonctionnelle d’une restauration comportant un élément en extension est très

critique si la surface de la zone de contact est trop faible et si de plus la topologie du modelage decette zone est mal orientée par rapport à l’axe de flexion probable. Dans le cas simple d’une symétriecylindrique (Figure 9), cas théorique, la flèche répond à la formule suivante :

Nous remarquons également que les propriétés de l’alliage (module d’élasticité E) ne jouent qu’unrôle mineur en comparaison des conditions géométriques (moment d’inertie par rapport à l’axe deflexion principal ou comme explicité ici par le diamètre du point de contact d4 et le bras de levier L3.

Les extensions céramo-métalliques distales de piliers naturels, surtout au niveau des molaires,représentent un risque mécanique majeur (fracture de la céramique, fractures radiculaires,descellement). Elles sont à éviter en raison de l’effet important de bras de levier (L) et des forcesimportantes de mastication notamment dans le cas pour lequel les conditions cliniques imposaientune hauteur au niveau du point de contact (d) de l’ordre de 2 mm.

CoulabilitéL’exacte reproduction de la maquette en cire dans les détails les plus fins et les qualités de la pièce

intrinsèques de la pièce coulée dépendent de nombreux facteurs qui sont fonction de la technique decoulée (diverses machines d’injection), réalisation de la maquette (positionnement de la pièce dansle cylindre et modelage du dispositif d’alimentation), de l’exécution du moule (qualité du revêtementet procédure de mise en revêtement), du type et des qualités de l’alliage, des conditions thermiquesde l’injection (température de maintien du cylindre et température de l’alliage au moment de lacoulée) et naturellement le savoir-faire du prothésiste (Figure 10).

Figure 10 : Ensemble des paramètres influençant la coulabilité.

f = a F L3

E d4



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Figure 11 : Quelques exemples de défauts de coulée facilement évitables

A. Porosité externetempératures de moule et / ou d’alliage insuffisantes temps de préchauffage du moule insuffisantinclusion de gaz par flamme mal réglée ou revêtement trop imperméableB. Peau d’oxydemauvais choix de creuset lors de coulée par chauffage à l’inductionC. Coulée incomplètetempératures de moule et / ou d’alliage insuffisantespeur du prothésiste lors de la fusion à la flammemauvais positionnement et/ou système d’alimentation insuffisantforce d’injection trop faibleD. Porosité internetempératures de moule et / ou d’alliage insuffisantestemps de préchauffage du moule insuffisantinclusion de gaz par flamme mal réglée ou revêtement trop imperméableE. Bavuresforce d’injection trop puissantepréparation fautive du revêtementpréchauffage trop rapide ou non conforme du revêtementF. Coulée de raccordtempérature du cylindre et / ou de l’alliage légèrement trop hautes lors de coulée d’un alliage pourla technique céramo-métallique sur une pièce préfabriquée en alliage à haut point de fusion.

On constate trop souvent des défauts (Figure 11) qui auraient pu être évités tels que porositéinterne et / ou externe (A, D), techniques hasardeuses (B), paramètres thermiques mal adaptés (C, D),défauts secondaires (E) et détérioration des pièces préfabriquées lors de coulées de raccord (F).



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Influence des paramètres thermiquesLe choix correct des températures du moule et de l’alliage au moment de l’injection jouent un rôle

très important sur la coulabilité. Les tests réalisés à l’aide du modèle MBS (Figure 12) permettent unequantification très fine de la coulabilité en fonction de ces deux critères. L’indice de coulabilité IC en %est obtenu en multipliant par 4 le nombre de zones effectivement complètement coulées (25 zonesdiscernables sur le disque).

Figure 12 : Modèle MBS permettant de quantifier l’aptitude à la coulée. Le comptage des zoneseffectivement complètement coulées permet d’établir un indice de coulabilité IC en %.

La coulabilité d’un alliage précieux à haute teneur en métaux précieux, par exemple, a été observéepar cette technique par des coulées par centrifugation et fusion au four électrique. Vingt disques MBS ontété coulés en faisant varier la température du moule entre 500 et 900 °C et la température de l’alliage aumoment de l’injection entre 900 et 1 200 °C. L’intervalle de fusion de l’alliage est de 880 - 920 °C.Les indices de coulabilité relevés varient de 12 à 100 % (Figure 12). Nous remarquons que destempératures élevées du moule et de l’alliage déterminent une excellente coulabilité. À l’inverse, lestempératures basses génèrent une coulabilité plus faible.Les observations combinées des indices de coulabilité et des structures métallurgiques permettent dedéfinir un domaine des températures (moule / alliage) pour lequel on obtient des pièces complètesavec les meilleures qualités internes (taux de porosité interne faible bonne structure métallurgique).Pour cet alliage, avec un cylindre normalement préchauffé à 650 °C, il est indispensable de porterl’alliage à une température de 150 °C supérieure à celle du liquidus de l’alliage (Figure 12).Cette constatation peut être étendue à tous les alliages de la même famille. Pour les alliages destinésà la technique céramo-métallique, il convient de porter la température des moules à destempératures supérieures de l’ordre de 850 à 900 °C et de respecter la même règle pour latempérature de l’alliage soit de 150 °C supérieure à celle du liquidus de l’alliage.



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DÉGRADATIONS EN MILIEU BIOLOGIQUE SIMULÉ (L. Reclaru)

Législation, exigencesConçus pour un environnement biologique, les biomatériaux doivent essentiellement s’intégrer

dans cet environnement sans y développer d’effets contraires et y maintenir leur fonction sans sedégrader au-delà d’une limite acceptable. La conception d’un biomatériau naît généralement d’unbesoin médical précis ; Des solutions techniques empruntant aux connaissances des matériaux sontdéveloppées pour répondre aux cahiers des charges souvent très contraignants. L’énoncé descontraintes auxquelles le nouveau matériau est censé résister doit être pris au sens le plus large,incluant notamment les problèmes de mécanique, de durée fonctionnelle, de tolérance par les tissusdans lesquels le matériau sera placé et de résistance du matériau aux composants du milieu.Le choix et l’évaluation clinique de tout matériau ou dispositif destiné à être utilisé chez l’homme sontaujourd’hui réglementés par la Directive “Dispositifs médicaux” 93/42 CEE et son amendement, laDirective “Dispositifs médicaux implantables actifs” 90/385 CEE. Nous sommes aujourd’hui confrontésà l'application très stricte du contrôle de l’évaluation clinique des dispositifs médicaux. De plus, leslégislations en questions engendrent des difficultés importantes, pour certains fournisseurs, àconformer leurs produits aux marchés des pays de la CE.La transcription des directives EN 93/42 et EN 90/385 en législations nationales dans les pays membresde la CE est une difficulté supplémentaire due aux particularités spécifiques de chaque pays. Ainsi,pour une harmonisation au niveau européen, les deux directives seront appuyées par la norme EN540 “Investigations cliniques des dispositifs médicaux sur les sujets humains”. Dans une premièreétape, l’évaluation préclinique des matériaux ou dispositifs médicaux est impérativement nécessaire.Dans ce contexte, pour une première évaluation biologique in vitro ou in vivo, la norme ISO 10 993s’inscrit parfaitement dans le choix, la description et l'interprétation des tests, en tenant compte dela composition chimique des matériaux, de la nature, du degré, de la fréquence et de la durée ainsique de l'environnement du dispositif ou de ses constituants vis-à-vis du corps. Ces principesconduisent ainsi à une classification des matériaux ou des dispositifs médicaux facilitant le choix destests appropriés. La norme ISO 10 993 partie I pour les essais initiaux prévoit le guide pour l’évaluationinitiale en fonction du type, la forme et la durée de contact avec le corps humain. Ainsi les effetsbiologiques recherchés sont : la cytotoxicité ; la sensibilisation / irritation ; la génotoxicité /mutagénicité ; l’implantation et l’hémocompatibilité. Enfin, une task force du Comité européen deNormalisation a proposé un “guideline” des informations nécessaires pour pouvoir juger de la sécuritébiologique du dispositif médical ; En fait, de déterminer si les preuves réunies confirment ouinfirment la sécurité biologique du dispositif dans le cadre de l’utilisation prévue.

Contraintes biologiques, chimiques, mécaniques imposéesLe développement d’un biomatériau doit tenir compte d’une part de la législation en vigueur,

contrainte juridique, et, d’autre part, des multiples contraintes liées à ses fonctions dans le milieubiologique. Avant de pouvoir être utilisé chez l’homme, “le biomatériau” doit subir une série de testsin vitro et in vivo, qui sont déterminants pour la décision de continuer l’étape suivante, les essaiscliniques. À l’issue de la période d’essai clinique, pendant lesquels les contraintes réelles d’utilisationsont effectivement appliquées, les résultats obtenus permettent de prendre une première décisionquant à l’utilisation ou non dans le milieu biologique envisagé.

Comportement à la corrosion des alliages dentaireDe nombreuses études ont montré que des techniques électrochimiques permettent de mettre en

évidence le comportement à la corrosion de n'importe quel type d'alliage. Cependant, la validité desrésultats est fortement dépendante des conditions expérimentales dans lesquelles ces alliages sont testés.Par conséquent, l'alliage idéal devrait pouvoir résister aux conditions les plus extrêmes qu'il peut êtreamené à subir en bouche, quelles que soient les conditions individuelles auxquelles il sera confronté.



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Pendant 17 ans nous avons testé plus de 200 alliages dentaires, et dans cette partie nous noussommes proposés de présenter un certain nombre d’aspects liés au comportement à la corrosion àpartir de mesures électrochimiques telles que potentiel, courant, charges électriques consomméesainsi que la quantification des processus de relargage.

Classification des alliages :Actuellement, la classification des alliages dentaires est essentiellement gouvernée selon deux

axes, la première étant basée sur un concept de composition minimale de certains élémentsconstitutifs, le second étant fondé sur le concept de propriétés physiques minimales de l’alliage misen œuvre. Ces concepts sont à la base de toutes les normes en vigueur en Europe (normes ISO, DIN,AFNOR, NIOM…) et USA (ADA, FDA…). Étant donné que nous poursuivons un aspect scientifique deleur comportement à la corrosion, la répartition en classes et sous-classes des alliages étudiés est faitede la manière suivante (Figure 13) :

Figure 13 : Classification des alliages dentaires selon leurs propriétés physico-chimiques

Choix du milieu de testLa complexité des problèmes liés à la salive naturelle (compositions, stabilité dans le temps….) a

obligé les chercheurs, dans leur test de corrosion, à recourir à des milieux artificiels avec descompositions très diverses. D’une manière générale ces solutions peuvent être divisées en troisclasses :Salive artificielle (Fusayama, Carter, Tani et Zucchi, AFNOR…) ;Solutions isotoniques (plasma…) ;Autres (solution de Ringer…).Aujourd’hui il y a une tendance à ajouter dans ces milieux principalement constitués de selsinorganiques, des bactéries, protéines, amino-acides… dans le but de se rapprocher de la salivenaturelle. Malheureusement la plupart des d’études s’avèrent laborieuses. La difficulté majeureconsiste à caractériser la stabilité chimique des composants d’une part et d’autre part de savoir si lescomposants ajoutés ou les produits formés par leur dégradation influencent le processus de corrosion.La complexité est tel que plusieurs sciences doivent apporter leur contribution à cette connaissance :la chimie (organique, analytique, électrochimique), la physique, la biologie moléculaire, lamédecine…L’utilisation d’une multitude de compositions pour les solutions électrolytiques conduit à des résultatstrès différents. Il est donc impératif d’étudier les séries d’alliages dans les mêmes conditionsexpérimentales. Dans nos études nous avons ainsi toujours utilisé comme milieu de test une saliveartificielle de type Fusayama-Meyer.



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Quelles grandeurs électrochimiques sont significatives pour caractériser leur comportement à lacorrosion ?

Le potentiel en circuit ouvert : E=f(temps).Le potentiel électrique d'un métal immergé dans un électrolyte varie en fonction du temps mais sestabilise à une valeur stationnaire après une longue durée d'immersion. Ce potentiel n'est pas unecaractéristique du métal. Il dépend des conditions expérimentales, en particulier de la concentration,de la température et de la teneur en oxygène de l’électrolyte, mais également de l'état de surface dumétal. Les réactions électrochimiques à l'interface métal-solution (électrolyte) ne sont pas réversibles,l'équation d'équilibre de type Nernst n'est donc plus valable. Dans ces conditions, le potentiel encircuit ouvert est un potentiel irréversible puisque la nature de l'interface métal-solution varie avecle temps. Le potentiel en circuit ouvert après 24 heures permet d'établir une comparaison relative dela noblesse des alliages dans le milieu considéré et de construire une série galvanique. Plus la valeurdu potentiel est élevée mieux le métal ou l'alliage résisteront à la corrosion.Pour les alliages précieux de type conventionnel, les potentiels en circuit ouvert mesurés sont comprisentre 40 mV et 185 mV ECS. Par contre, les alliages précieux pour la technique céramo-métallique(base or et base palladium) ont des potentiels compris entre 80 mV et 300 mV (Figure 14).Le cobalt - chrome, montre une chute rapide du potentiel qui se stabilise ensuite vers une valeurnégative de - 60 mV.Les alliages Co-Cr montrent un meilleur comportement par rapport aux alliages Ni-Cr. Les valeurs depotentiel des alliages Ni-Cr se stabilisent vers des valeurs négatives de -210 mV pour le Rexillium III,- 199 Will-Cram, - 170 mV pour Wiron 88… D’une manière générale, les alliages de métaux nonprécieux dans une salive Fusayama-Meyer montrent des valeurs négatives, valeurs situées entre - 30 mV et - 390 mV ECS.

Figure 14 : Écart des potentiels en circuit ouvert d’alliages en métaux précieux dans la salivede type Fusayama-Meyer.

Dans la figure 14 nous avons également représenté les métaux purs mesurés dans les mêmesconditions expérimentales. Les métaux nobles Au, Pt, Pd ont des potentiels qui tendent vers desvaleurs cathodiques (positives). Les métaux intermédiaires Cu, Ni ont des potentiels qui se stabilisentà des valeurs anodiques (négatives). Les métaux communs Zn, Cd et Co ont des potentiels négatifs,donc un comportement anodique très prononcé. On peut ainsi prévoir un très mauvaiscomportement de ces métaux avec mise en solution progressive de cations, sans tendance à lapassivation. L'écart entre l'or et le zinc atteint 1 volt.



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En résumé, on peut dire que les alliages de la série dont les potentiels sont les plus actifs(anodiques = négatifs) tendront généralement à subir une corrosion plus importante en cas decouplage galvanique, tandis que l'autre métal (la cathode) subira généralement une attaque réduite.Pratiquement, plus les alliages sont éloignés les uns des autres dans une série galvanique, plus ladifférence entre leur potentiel sera grande et plus la corrosion du métal le plus actif (négatif) seraforte.

Le potentiel en circuit ouvert est un critère de l'analyse du comportement à la corrosion,cependant il est insuffisant. L'approche des résultats obtenus est toujours qualitative mais donne unclassement des nuances testées et permet de dégager des tendances relatives, spécifiques auxconditions expérimentales de test.

La résistance de polarisation (Rp)Au voisinage immédiat du potentiel de corrosion (Ecorr), on mesure le courant résultant de la

variation du potentiel électrique (* 20 mV ECS). À partir de la courbe de polarisation linéaire, oncalcule la résistance de polarisation Rp, en déterminant la pente de la tangente à la courbe, aupotentiel où i=0. Cette pente est en relation avec la vitesse de corrosion. La polarisation (Rp) est uncritère qui permet de caractériser de façon quantitative le comportement des alliages dentaires à lacorrosion. La validité des résultats obtenus est fortement dépendante des conditions expérimentalesdans lesquelles les alliages sont testés. Plus la valeur de Rp est élevée, mieux l'alliage résistera à lacorrosion et plus la densité de courant Icorr sera faible.Pour les alliages précieux de type conventionnel, les valeurs de Rp calculées se situent entre 600 et2 500 kOhm/cm2 et pour les alliages pour la TCM entre 1100 et 3500 kOhm/cm2 (Figure 15). En ce quiconcerne les alliages non précieux de type conventionnel et céramo-métallique les valeurs de larésistance de polarisation sont nettement plus faibles Dans le cas des alliages étudiés elle se situeentre 100 et 1 600 kOhm/cm2.

Figure 15 : Représentation comparative des valeurs de la résistance de polarisation.

Dans le cas des métaux purs, les valeurs de Rp montrent une très bonne corrélation avec le degréde passivité du métal.



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En résumé la résistance à la polarisation est une grandeur électrochimique importante quipermet également de caractériser le comportement à la corrosion des métaux et alliages. Elle est unegrandeur quantitative, donnée par la résultante des deux courbes représentant les phénomènes deréduction cathodique et d'oxydation anodique se produisant simultanément aux environs dupotentiel de corrosion (Ecorr). Elle peut illustrer très bien, par analogie, le comportement d'un alliagedentaire en bouche quand aucun autre alliage ne vient perturber ce comportement.

Courant de corrosionIl est obtenu par un procédé mathématique faisant intervenir les pentes de Tafel. Elles doivent

s'intercepter dans le point de coordonnées (Ecorr, Icorr). Le courant de corrosion (Icorr) estreprésentatif du degré de dégradation de l'alliage. La densité du courant de corrosion (Icorr) estreprésentative du degré de dégradation de l'alliage dans les conditions de l'essai. Le Icorr est égalementune mesure instantanée. À partir de cette valeur, on peut calculer la vitesse de corrosion. Sans entrerdans l'aspect fondamental concernant les valeurs limites des pentes de Tafel, dès que l'on examine lesrésultats obtenus par le traitement numérique des courbes de polarisation linéaire, on remarque que :- la méthode électrochimique est très sensible, et peut être aisément perturbée par toute sorte de

facteurs relatifs tant à l'électrolyte qu'aux caractéristiques métallurgiques de l'alliage testé. Il suffitde peu de chose pour provoquer une déviation de la courbe expérimentale par rapport au modèlethéorique pouvant conduire à des résultats douteux après le traitement mathématique.

- il faut pouvoir disposer d'un algorithme mathématique adapté pour ce genre de calculs.- l’interprétation des résultats est relativement difficile surtout lorsqu’il faut éliminer éventuellement

des résultats qui paraissent illogiques ou douteux.- les valeurs de courant mesurées varient entre quelques nA et 100 à 200 mA.- c’est une grandeur électrochimique non-discriminante par rapport aux classements de familles

d’alliages étudiées.

En résumé les résultats obtenus dépendent fortement des conditions expérimentales et ils sontnon-discriminants par rapport aux classements des alliages étudiés.

Analyse coulométrique par zoneElle consiste à diviser les courbes de polarisation anodiques en trois zones distinctes : Zone I :

Ecorr (après 24 h d'immersion) à + 300 mV; Zone II : + 300 mV à + 700 mV ; Zone III : + 700 mV à+ 1 000 mV. Les surfaces sous les courbes de polarisation sont intégrées pour chaque zone et lesrésultats obtenus sont exprimés en mC. Autrement dit, on intègre la quantité de courant consomméepour la dégradation électrochimique de l'alliage dans un domaine de balayage anodique comprisentre le Ecorr et +1 000 mV. Bien que l'intensité du phénomène de dégradation électrochimique varied'une personne à l'autre, nous considérons qu'un danger réel du comportement d'un alliage peutsurvenir dans la Zone I et exceptionnellement un risque potentiel dans la Zone II.Pour les métaux purs on peut remarquer que la quantité de courant consommée pour dégrader l'or,le palladium et le titane ne dépasse pas 0.8 mC. Par contre, pour l'argent, le cuivre et le nickel lesquantités de courant sont très importantes : 700 mC pour l'argent, 2 300 mC pour le nickel et 3 300mC pour le cuivre.Selon les résultats obtenus, on peut faire plusieurs remarques :

- d'une manière générale, les alliages en métaux précieux ont une résistance nettement meilleure queles alliages non précieux.

- les quantités de charge électrique consommées dans la zone I sont pratiquement égales à zéro pourles précieux de type conventionnel et égales à zéro pour les céramo-métalliques (Figure 16).

- les céramo-métalliques précieux haute teneur ne montrent pas de différences significatives decomportement à la corrosion dans la zone II (Figure 17).



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- dans l'ensemble des alliages les alliages à base argent ont un moins bon comportement à la corrosion.- le Cu, l’Ag et le Ni diminuent la résistance à la corrosion.- en ce qui concerne les alliages non précieux, une analyse comparative est extrêmement difficile à

faire surtout dans le cas des aciers. Dans la série 316L le meilleur comportement est celui de1.4441(316L Medical). La série 904L montre également une bonne résistance à la corrosion.

- pour les alliages précieux les résultats obtenus peuvent être corrélés. Ceci est probablement dû aufait que la composition de la couche d'immunité est très proche de la composition nominale.

En résumé, la méthode proposée permet d'obtenir une bonne estimation comparative desprocessus de dégradation des alliages étudiés.

Potentiel en crevasseLors de reconstructions prothétiques, il y a toujours aux interfaces des interstices résultants de la

géométrie des éléments en montage. Ceux-ci ne peuvent malheureusement pas être évités et sont lacause principale de la corrosion en crevasse.Une fois que l’électrolyte a pénétré dans l’interstice, le métal se dissout en formant des ionsmétalliques. Ceux-ci, en présence d’un milieu chloré, forment des chlorures métalliques qui eux,conduisent à la réaction de précipitation des hydroxydes et à la formation d’acide libre HCl. Leconfinement de l’électrolyte dans les limites de la crevasse produit une diminution de l’oxygènedissout. Il se créera ainsi une pile électrochimique due à la différence de concentrations en oxygèneentre les surfaces externes et les interstices. Comme la diffusion de l’oxygène du milieu extérieur estbloquée, une migration d'ions chlorure, à partir du milieu extérieur aura lieu pour maintenir laneutralité des charges. Il y aura ainsi une acidification avec une augmentation de la concentration enions chlorures. Ceux-ci entraînent une dissolution de la couche passive du métal et mènent à uneaccélération du processus sélective de corrosion.L’acidification et l’augmentation de la concentration en ions chlorures sont les deux facteursessentiels de l'amorçage et la propagation du phénomène de corrosion caverneuse.L’augmentation de l’acidité de ce milieu, qui est stagnant, entraîne une dissolution de la couchepassive du métal et conduit à une accélération du processus local de corrosion. On peut ainsicaractériser le comportement des métaux à ce type de corrosion à partir de la valeur du pH à laquellela couche de passivation est détruite.Souvent la corrosion en crevasse est accompagnée par de la corrosion galvanique. Les produits decorrosion diffusent vers l’extérieur et se déposent sur les parties cathodiques de la pile. Dans certainscas on se trouve avec un rapport de surface anode cathode qui favorise une densité de courantanodique très élevé, ce qui se traduit par une accélération du processus de corrosion en crevasse.Dans les constructions implant-suprastructure, la complexité des processus électrochimique est liéeégalement aux phénomènes de couplage galvanique et de la corrosion localisée en crevasse.

Figure 18 : Montage spécifique pour le test en crevasse



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Pour l’évaluation de la corrosion en crevasse nous avons utilisé un test adapté à partir de la normeASTM F746-87. Les échantillons de test sont préparés selon la figure 18. La modification faite parrapport à la description du test en crevasse F746-87 consiste à l’utilisation de la technique del’électrode tournante. Le test se déroule en deux temps :- dans un premier temps, on effectue une excitation anodique de l’échantillon à évaluer à 800 mV ECSpendant 10 secondes.- dans un deuxième temps, le potentiostat impose la valeur du potentiel d’abandon pendant 15minutes. Ainsi on trace la courbe, variation du courant en fonction du temps pour un potentielimposé (Figure 19).

Figure 19 : Mesures de potentiel en crevasse ; le tracé des courbes de polarisation potentiostatiques

Si le courant enregistré reste dans le domaine cathodique (valeurs négatives) on recommence unnouveau cycle de mesure : excitation pendant 10 secondes à 800 mV et mesure du courant pour unpotentiel fixé à Eabandon + 50 mV. Les cycles se répètent, à chaque fois pour un potentiel plus élevéjusqu’à ce que le courant mesuré reste dans le domaine anodique (valeurs positives). Ainsi ondétermine le potentiel en crevasse, potentiel qui correspond à l’avant dernière mesure où le courantest positif. Le résultat physique du test est présenté dans la figure 20. Une fois que la bague en téflonest éliminée, sur la surface de l’échantillon métallique on remarque une rainure caractéristique de lacorrosion en crevasse.

Figure 20 : Corrosion en crevasse de l’échantillon testé



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En ce qui concerne les alliages base métaux précieux :L’ensemble des résultats montre que le meilleur comportement est révélé par les alliages pour latechnique céramo-métaliques (2a, 2b, 2c).Les valeurs de potentiel en crevasse sont très élevées ; Il n’y a pas de risque d’amorcer une corrosionen crevasse alimenter par un couplage galvanique. Un bon comportement est révélé également parles alliages pour la technique conventionnelle 1a et 1b (Figure 21).Par contre les alliages pour la technique conventionnelle base argent révèlent un mauvaiscomportement.En ce qui concerne les alliages base métaux non-précieux : les valeurs de potentiel mesurées sesituent entre 100–450 mV. Il faut rappeler également que les études sur l’équilibre des cations dansdes milieux confinés montrent que la libération de cations chrome dans l’interstice provoque uneacidification à l’intérieur de la crevasse. Ce phénomène conduit à un risque d’amorçage de lacorrosion en crevasse.

En résumé : Nous accordons une très grande importance à cette grandeur électrochimique pourla caractérisation des alliages dentaires quant à leur comportement à la corrosion localisée surtoutdans les constructions implant-suprastructure.Les alliages précieux ne posent pas de problèmes étant donné que leur potentiel de couplage estnettement plus petit que le potentiel en crevasse. Un processus de corrosion en crevasse ne pourradonc pas être amorcé.Par contre dans les cas des alliages non-précieux, le risque d’amorcer une corrosion en crevasse esttrès important, du fait que les potentiels de couplage implant (Ti, Ti6Al4V) sont plus grands ouproches de ceux en crevasse.Dans les mêmes conditions de mesure, le titane révèle un potentiel en crevasse de plus de 2000 mV.

Courant galvaniqueEn bouche la multitude des alliages ou des amalgames, des constructions implant-suprastrucure,

éléments brasés…,peuvent déclencher des processus électrochimiques des piles macrogalvaniques ou microgalvaniques.La mise en contact permanente ou temporaire de deux ou plusieurs alliages dissemblables dans unélectrolyte commun (salive, liquides osseux ou sanguin) a comme résultat la formation d'une pilegalvanique qui débitera un courant électrique d'une certaine intensité.Dans une pile galvanique l'anode sera toujours le métal moins noble et la cathode sera formée dumétal le plus noble. La dégradation de l'anode est plus ou moins importante. Celle-ci dépend d'unemultitude de facteurs qui peuvent être groupés dans six classes de base :- Potentiels (potentiels d'électrode, potentiel commun de couplage…) ; - Polarisation des électrodes (contrôle mixte, contrôle cathodique ou contrôle anodique) ;- Surfaces des électrodes (l'état de surface, géométrie, rapport des surfaces…) ; - Résistance de passage et l'intensité du courant galvanique ;- Milieu électrolytique (composition, concentration, pH, température, conductivité électrique…) ; - Phénomènes de transfert de masse (aération, désaération, diffusion et agitation du milieu électrolytique) ;

Le fonctionnement d'une pile galvanique peut impliquer des processus de corrosion de formegénéralisée, localisée (en crevasse ou par piqûres) et également sous contrainte et à la fatigue. Du faitque la pile débitera un courant, elle sera la source et l'entretien d'une forme ou de plusieurs formesde corrosion. L'importance des dégâts dus aux phénomènes de corrosion est proportionnelle d'unepart, à la quantité de courant débitée par la pile et, d'autre part, liée à la géométrie de l'assemblage.

Les piles galvaniques fonctionnent sous trois types de contrôle : anodique, cathodique ou mixte.- Dans le contrôle cathodique, la polarisation cathodique est prédominante. L'intensité du

phénomène de corrosion dépend de la résistance de polarisation de la cathode et en particulier des



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variations de surface de la cathode.- Dans le contrôle anodique c'est le contraire : elle dépend de la résistance de polarisation anodique

et donc de la surface de l'anode.- Dans le cas du contrôle mixte, l'intensité du phénomène de corrosion est due à la participation

commune des phénomènes de polarisation. D'une manière pratique, dans l'étude des couplagesgalvaniques, il est important de connaître la valeur de courant galvanique débitée et le potentiel decouplage donc, à savoir sous quel type de contrôle sera la pile dans son fonctionnement.

Le courant galvanique peut être déterminé de deux manières différentes :- À partir de mesures directes- Par prédiction, c’est-à-dire par des calculs mathématiques en appliquant (Figures 22 et 23) :a) La théorie de potentiel mixteb) La méthode d’Evans

Figure 22 : Interfaces brasées ; alliages pour TCM code 2a,et brasure riche or, présentation du cas

Figure 23 : Mesures avec la technique de micro-électrode pour déterminer les caractéristiques du couplage

Sur les centaines de mesures effectuées sur des couplages galvaniques les courants enregistrés sesituent entre les dizaines de pico ampères à des centaines de micro ampères. Par conséquent, il est difficilede faire un classement de couplage des alliages, des alliages - brasures, des implants-suprastructures…En pratique, si on doit faire un choix optimum de deux ou plusieurs alliages dissemblables, le choixsera correct si on peut déterminer les caractéristiques de couplage, autrement dit de mesurer descouplages et d’utiliser des techniques mathématiques de prédiction. Il faudra que la quantité de



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courant débitée en couplage soit très faible et par conséquent les taux de corrosion seront très faibles.Une question qui se posera également est de savoir si le couplage peut amorcer un processus decorrosion en crevasse.

En résumé : Le phénomène galvanique est un processus complexe qui se manifeste sous différentesfacettes et limite la durée de vie des réalisations prothétiques. Il peut se traduire également par unesensation électrique plus ou moins ressentie par le patient. Les courants galvaniques sont très désagréableset vont de la sensation de goût métallique à des inflammations chroniques des tissus. Pour faire un bonchoix des matériaux dans les reconstitutions prothétiques, il est important de mesurer d'une part lesgrandeurs électrochimiques spécifiques aux piles galvaniques (potentiels, courant) et, d'autre part,d'étudier conjointement le comportement en corrosion localisée en crevasse de chacun des composants.

Conclusions : Les résultats que nous venons de présenter montrent la complexité des facteurs quidoivent être pris en considération dans l'étude du comportement à la corrosion des métaux et desalliages. Pour caractériser le comportement à la corrosion d'un alliage, il faut plusieurs critèresobtenus à partir des techniques de mesures de potentiel, de courant et d'impédance. Lescomparaisons doivent être faites entre les alliages de la même classe. Un alliage base or doit êtrecomparé avec des alliages précieux et non avec des non précieux, sachant pertinemment que lecomportement à la corrosion des non précieux est moins bon.- Les résultats des mesures électrochimiques sont fortement dépendants des conditionsexpérimentales et par conséquent, on ne pourra faire des comparaisons que pour les alliages qui ontsubi les tests dans les mêmes conditions. Cependant, l'utilisation de milieux différents est intéressanteet nous apporte des informations qui permettent de mieux caractériser l'alliage testé.

Processus de relargageTout en démontrant que les surfaces des matériaux en contact avec le milieu biologique se

dégradent par processus de corrosion, ces essais ne permettaient nullement de préciser quelséléments constitutifs des matériaux se dissolvent préférentiellement, ni dans quelles quantités. Parcontre les effets négatifs que les matériaux peuvent éventuellement avoir sur le milieu cellulaire, surles tissus ou sur l’organisme sont précisément dus à la présence de certains composants relarguéscomme produits de dégradation, plus particulièrement de cations métalliques en solution.Les perspectives pour les matériaux en contact avec les tissus vivants vont dans le sens d’une“biocompatibilité accrue”. On remarque, par exemple, avec les travaux de normalisation du CENBT/WG 132 - Methods for analysis of allergens - qui introduit, outre le nickel, une multituded’allergènes (cobalt, chrome, thiuram, mercaptobenzothiazoles, dithiocarbamates, diisocyanates,résines époxy, anydride phtalique, etc.).

Figure 24 : Voies possibles pour les processus de relargage



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Dans le cas d’alliages dentaires, le but est d’identifier les ions relargués, de doser leur concentrationen solution, et de corréler les résultats obtenus avec les essais biologiques. La mise en œuvre destechniques d’extraction et d’analyses de traces, nécessite de nombreuses mises au point, tant auniveau de développement des techniques d’extraction que des techniques de quantification.Le processus de relargage peut être envisagé de plusieurs manières (Figure 24) :- par la dissolution chimique,- par la dégradation due à la corrosion,- physique par des phénomènes tribologiques.

Les composants relargués seront des ions métalliques et des particules métalliques

Deux méthodes d’extractions sont décrites pour les alliages dentaires. La première est la normedentaire ISO 1562, la deuxième est la norme ISO 10 993-12. Dans les deux techniques d’extraction, lebut est d’obtenir un extrait d'ions métalliques à partir d’échantillons sous forme de plaquettescoulées selon la technique dentaire.Il faut mentionner que pour la quantification de la quantité du nickel relargué à partir des objetsmétalliques usuels en contact avec la peau il y a une autre norme, la norme EN 1811. La solutiond’extraction est une suer artificielle qui contient du chlorure de sodium, de l’acide lactique et de l’urée.Dans ces types de tests il est difficile de faire un classement quant au comportement des alliagescaractériser à partir des quantités des ions relargués. En effet, la quantité des ions relargués estfortement dépendante de la cinétique de relargage (temps d’extraction, pH, composition chimique,la présence de bactéries, température…), de l’état surface, du traitement thermique, de la géométriede l’échantillon, de la géométrie du flacon utilisé, du rapport volume / surface, position del’échantillon…Dans le contexte de la directive 94/27/CEE pour le relargage de nickel à partir des alliages précieux,des aciers inoxydables et des revêtements nous avons effectué quelques centaines de testsd’extraction dans un programme “round robin test” avec d’autres laboratoires en Suisse, en France,en Angleterre, en Allemagne et en Suède. Les résultats obtenus révèlent une telle dispersion que leCEN a pris la décision d’ajuster les résultats d’extraction par la multiplication d’un facteur de 0.1 dansla norme EN 1811.D’autre part, il faut être très prudent avec des affirmations « claires et irréfutables » telles que : « lesalliages précieux sont susceptibles de relarguer des ions dans des proportions considérablement moindresque les alliages non-précieux ».Voici un exemple :Dans des tests d’extraction du relargage nickel pour des aciers 316L médical (1.4441) (13-15.5 Ni 17-19Cr 2.5-3.2Mo <0.03C >0.010S) ou 904L (1.4539) (24-26N 19-21Cr 4-5Mo 1.2-2Cu <0.020C <0.010S)les quantités de nickel dosé dans les extraits sans la multiplication avec 0.1 sont plus petites de 0.1microgrammes/cm2 et par semaine.Dans les mêmes conditions expérimentales effectuées sur des alliages précieux montrent quecertaines compositions relarguent des quantités de nickel nettement plus importantes que les aciers(Tableau 2).



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Tableau 2 : Dosage du nickel après le test d’extraction selon la norme 1811 pour des alliages précieux

Aujourd’hui tout fabricant d’alliages de joaillerie tend à remplacer le nickel dans la compositiondes alliages ou de diminuer sa concentration au maximum à 3 %.Dans ce qui suit, nous présentons deux types d’alliages dentaires que l'on retrouve sur le marché.

Alliages base cuivreLes alliages cuivre-aluminium commencent à être mentionnés à partir des années quatre-vingt.

Pour des raisons économiques, dans certains pays de l’Europe de l’Est, les bronzes à usage dentaire(Gaudent) commencent à être utilisés à partir de 1978 ; des alliages similaires se retrouvent aux USA(Alba Dent, Trindium Goldent), en Amérique Latine (Duracast MS) et au Japon (Moduka), (Non-preciousType III Casting Alloy).Deux alliages avec la composition : #A Cu 75 %, Al 15 %, Fe 7 %, Ni 7 % Mn 5 % et Zn 5 % #B Cu 85, Al10.7 %, Fe 2.3 %, Ni 3.45 %, Mn 1.0 % et Zn0.05 % ont été testés.Les tests d’extraction dans NaCl 0.1M, acide lactique 0.1M pendant 168 heures révèlent des quantitésde cuivre relarguées de 1.8 mg/cm2 pour le #A et 2.2 mg/cm2 pour le # B. La perte en poids après 35jours d’immersion pour l’alliage #A est de 1.56 mg/cm2 et de 1.85 mg/cm2 pour le #B.Kappert et coll ont testé également ces types d’alliages (Figure 25). Ils dosent les Al, Ni, Fe et Zn aprèsun jour, 4 jours et 7 jours d’extraction.

Figure 25 : Quantités des ions métalliques selon Kappert et coll.

Lucas, Bumgardner (J. D. Bumgardner and L. C. Lucas J. Biomed. Mat. Res. 1989), Stoffer et Kappert(Verträglihkeit von Dentallegierungen unter besonderer Berücksichtigung “alternativer” Verfahren zurDiagnostik, heraussgeber Institut der Deutschen Zahnärzte (IDZ), Deutscher Artze-Verlag, Köln 1998,pages 67-181) dans leurs études démontrent que ces types d’alliages posent des problèmes de toxicité

Composition (%) Conc. Ni*g/cm2.sem

Pt 95.0 Co 2.5 Ni 2.5 0.06Au 75.0 Pd 15.0 Cu 5.1 Ni 4.9 0.35Au 75.0 Ag 11.0 Pd 5.0 Cu 3.5 Ni 5.5 0.87Au 75.0 Cu 13.0 Zn 3.0 Ni 9.0 0.78Au 37.5 Ag 9.0 Cu 31.9 Zn 10.3 Ni 9.3 1.30Au 58.5 Pd 1.0 Cu 30.5 Ni 10.0 0.61Au 75.0 Pd 1.8 Cu 9.0 Zn 3.0 Ni 11.2 3.35Au 75.0 Cu 7.1 Zn 3.7 Ni 14.2 1.88



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et leurs utilisations dans le domaine de la reconstruction prothétique sont très discutables. Lucas etcoll rapportent également qu’il y a une altération dans la structure de l’ADN des cellules épithélialesà partir de sels de cuivre en concentration de 10 ppm (Figure 26).

En conséquence, l’utilisation dans le domaine prothétique est contestable.

Alliages Ni-Cr, Rexillium IIIL’alliage Rexillium III a fait l’objet de nombreuses études et est utilisé surtout comme alliage decomparaison. Les quantités de nickel relargué sont importantes selon les études de Kappert et cool(Figure 27). Kappert constate également que d’autres cations sont relargués à partir de cet alliage(Figure 28).

Fig. 26 Quantités de cuivre relagué à partir des alliages base cuivre

Figure 27 : Quantité de nickel relargué selon Kappert et coll pendant 7 jours d’extraction

Figure 28 : Dosage des autres ions métalliques pendant 7 jours d’extraction



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Malgré les quantités importantes de nickel relargué à partir d’alliages Ni-Cr, la recherchebibliographique dans les bases de données que nous avons effectuée, ne révèle aucune informationconcernant l’existence d’études épidémiologiques quant à la relation entre les porteurs d’élémentsprothétiques en Ni-Cr en bouche et les personnes susceptibles d’induire une allergie au nickel (contactdermatitis).

Allergie au nickel, concernant les matériaux en contact avec la peau soumis à lalégislation pour la protection du consommateur

Plus de 4 000 produits chimiques sont répertoriés comme éléments potentiellement capablesd’induire un processus allergique. Les tests épidémiologiques démontrent qu’aujourd’hui, dans notresociété, il y une recrudescence de la population sensibilisée par certains allergènes. Les estimationsadmettent que 15 à 20 % des adultes de la population européenne sont sensibilisés par un contactavec au moins un allergène. 30 millions de personnes qui vivent dans les pays de la communauté sontcapables d’induire une allergie au nickel. Ce problème de santé publique est ainsi devenu unepréoccupation du législateur de la CE, qui a déjà formé un groupe de travail, le CEN BT/WG 132. Ainsila Directive 94/27/CEE votée le 30 juin 1994 décrète que tous les objets en contact permanent outemporaire avec la peau sont interdits dans l’usage si ils relarguent une quantité de nickel supérieureà 0,5 µg/cm2.semaine. Un contrôle sévère est instauré dans tous les pays de la CE, et la législation envigueur est gérée par les normes EN 1810 (Body-piercing post assemblies-Reference test method fordetermination of nickel content by flame atomic absortion spectrometry), EN 1811 (reference testmethod for release of nickel from products intended to come into direct and prolonged contact withthe skin), EN 12472 (Method for the simulation of wer and corrosion for detection of nickel releasefrom caoted items) et Tr 12471(Screening test for nickel release from alloys and coatings in items thatcomme into direct and prolonged contact with the skin).La limitation ou l’interdiction d’autres produits chimiques fortement allergènes est en cours. Celle-ciimpliquera des recherches nécessitant une collaboration scientifique pluridisciplinaire, avec desinstituts universitaires et des laboratoires spécialisés. La complexité du sujet est de taille, et il faudrarésoudre un certain nombre d’inconnues telles que :- Identification des familles de produits chimiques capables d’induire des réactions allergiques et qui

se trouvent dans les matériaux comme : caoutchouc, plastique, cuir, cosmétique, composites…- L’analyse chimique et l’identification clinique de l’allergène à partir des tests “in vitro” et “in vivo”.- Les implications et le rôle que joue le système immunitaire dans les réactions allergiques.Actuellement le groupe de travail, le CEN BT/WG 132 a comme mission d’établir la Liste desallergènes à traiter

La sélection s'est basée sur les critères suivants :• L'allergène doit concerner une partie importante de la population ou provoquer des problèmes

graves de santé.• L'allergène doit être mesurable par une analyse chimique.• Les possibilités de contrôle de l'allergène par des moyens législatifs ou préventifs doivent être

réalistes.• Sont exclus : les produits pharmaceutiques et médicaux, les composants allergènes dans les

aliments et les protéines dans le Latex, tout produit medical device.On peut constater que le même matériau est géré quant à sa toxicité de deux manières différentes :- dans le cas de la protection du consommateur par la Directive 94/27/CEE- dans le cas de l’utilisation comme dispositif médical par la Directive “Dispositifs médicaux” 93/42

CEE et son amendement, la Directive “Dispositifs médicaux implantables actifs” 90/385 CEE.



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Les alliages Ni-Cr utilisés dans le domaine prothétique sont classés comme dispositifs médicaux et,par conséquent, ils ne pourront pas être jugés selon EN1811, quant à la limitation ou leur interdictionsi les quantités de nickel relargués sont plus grandes que 0,5 µg/cm2.semaine.

Directions futures de rechercheDans le contexte actuel des connaissances acquises nos directions des recherche seront canaliséesdans l’utilisation des nouvelles méthodes d’analyse :- Dégradation électrochimique de surface à des courants de l'ordre nA (microélectrodes, AFM)- Perfectionnement des tests d'extraction chimiques et électrochimiques- Analyse de traces ICP-MS, GC-MS, HPLC-MS- Corrélation entre les éléments relargués et les tests immunologiques comme :- MELISA (Memeory Lymphocyte Immuno-Stimulation Assaay)- LTT-CITA (Lymphozytentransformationtest ; Improving the vitro antigen specific T cell proliferation

assay the use interferon-alpha to elicit antigen specific stimulation and decrease bystanderproliferation).

ConclusionLa gamme des alliages dentaires à couler s’est sensiblement modifiée, pour des raisons

économiques et à cause d’une prise en compte accrue de la notion de biocompatibilité. C’est ainsi quesont apparus des alliages dits “bio” à base d’or et de platine, et des alliages dits “universels”,disponibles aussi bien pour la technique céramo-métallique que pour les autres travaux de couléedentaire. L’utilisation du titane et de ses alliages sous forme coulée peine à s’imposer, malgré descaractéristiques biologiques et mécaniques particulièrement intéressantes.Le choix d’un alliage en fonction des impératifs liés à son utilisation clinique spécifique a souvent étémarqué par l’existence d’une très vaste palette de produits, qui pousse à multiplier les produitseffectivement utilisés au laboratoire. En fait, avec les alliages nobles “universels”, une réductionsensible du nombre d’alliages nécessaires dans un laboratoire odonto-technique devrait permettreune gestion plus simple et plus économique.La mise en œuvre des alliages peut parfois subir des échecs. Leur analyse montre qu’en majorité, lescauses de ces échecs se réduisent à deux grandes catégories : un dessin inadéquat de la maquette, netenant pas suffisamment compte des impératifs mécaniques liés à la situation clinique particulière,et des erreurs au niveau de la coulée proprement dite, en particulier du point de vue destempératures respectives du moule en revêtement et de l’alliage au moment de son injection. Il existepour chaque type d’alliage un domaine optimal de températures de moule et d’alliage en fusion endehors duquel des porosités et des coulées incomplètes peuvent apparaître.Enfin, les alliages dentaires à couler faisant partie des dispositifs médicaux, selon la législationeuropéenne, ils sont soumis aux directives pour l’évaluation biologique de ces dispositifs médicaux.Parmi les tests les plus importants, l’évaluation de leur comportement électrochimique en milieubiologique simulé permet de se rendre compte avec une bonne précision de leur tendance à ladégradation, et par conséquent au relargage éventuel d’ions potentiellement dangereux, comme parexemple les ions nickel. Des tests électrochimiques approfondis peuvent être réalisés de façon assezsimple, mais la mise en évidence et l’identification des traces d’ions relargués est beaucoup plusdélicate. Enfin, la mise en relation entre la présence de traces d’ions relargués et certains testsimmunologiques devrait être entreprise, pour clarifier l’influence exacte de ces ions sur ledéclenchement de phénomènes comme la sensibilisation et l’allergie.



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Adresse des auteursProf Jean-Marc MEYERSection de Médecine Dentaire19, Rue Barthélemy-Menn1205 Genève (Suisse)[email protected]

Dr Christian SUSZQualident S.A.45A route des AcaciasCH-1227 Les Acacias (Suisse)[email protected]@iprolink.ch

Dr Lucien RECLARUPX Tech SA., Département Recherche et DéveloppementBd des Eplatures 46CH-2304 La Chaux-de-Fonds (Suisse)[email protected]


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Jan VAN HUMBEECKDep. MTM-K.U.LeuvenKasteelpark Arenberg 44, 3001 Heverlee, Belgium

NiTi Shape memory alloys offer attractive potentials such as : superelastic behaviour, reversiblestrains of several percent during heating or cooling over a limited temperature range, generation ofhigh recovery stresses, and a work output with a high power / weight ratio. This paper describes theorigin of those properties and summerizes the shape memory functions and some orthodonticapplications.

SHAPE MEMORY ALLOYS AND THE MARTENSITICTRANSFORMATION

The distinctive functional properties of shape memory alloys are closely linked to a solid-solidphase transformation occurring in a metastable solid state of some specific alloys. It occursdiffusionless and is therefore called martensitic. The solid phase obtained during cooling is calledmartensite. The parent phase in which the transformation occurs is called the beta(β)-phase and manytimes, in anology with steel, the austenite phase (Ahlers, 1986), (Delaey, 1991), (Funakubo, 1984). Thetemperature at which the transformation occurs can be choosen in a temperature range between -150 °C and 200 °C, depending on the composition and the microstructural constitution, the latterdetermined mainly by the thermomechanical processing.The temperature induced transformation is characterised by four temperatures : Ms and Mf duringcooling and As and Af during heating. Ms and Mf indicate the temperatures at which thetransformation from the parent phase (also called beta-phase) into martensite respectively starts andfinishes, as illustrated in figure 1.

Figure 1 : Schematic representation of the volume transformed as a function of temperature

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NiTi alloys : Shape Memory Alloys for orthodontic applications

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As and Af indicate respectively the temperatures where the reverse transformation (martensite tobeta) starts and finishes. The overall transformation describes a hysteresis of the order of 10°C to 50°Cin temperature.At a temperature above the Af temperature (limited to a few tens of °C), the martensitic phase canalso be induced by straining the sample, as illustrated in figure 2. When deformed above Af, thedeformation if fully reversible. If deformed above Ms but below Af, some strain-induced martensitewill remain stable and lead to an incomplete shape restoration.

Figure 2 : Superelastic behaviour at constant temperature due to stress-induced transformation

Important to notice is also that many characteristics such as the Young's’ modulus and theelectrical resistivity, change drastically during transformation. These changes can be used in specificapplications and also for feedback control of SMA-actuators.Many alloy systems (Delaey, 1991) show shape memory behaviour but only a few of them have beendeveloped on a commercial scale (NiTi, NiTi-X, Cu-based). At present more than 90 % of all SMA-applications are based on NiTi or ternary NiTi-Cu and NiTi-Nb alloys. Other shape memory alloys areclose to market introduction (Cu-Al-Ni, Fe-Mn-Si) while still others have interesting potentials but aredifficult to produce or suffer from brittleness (NiTi-Zr, Cu-Zr, Ni-Al).Although NiTi SMAs are more expensive and more difficult to machine than Cu-based SMAs, there areseveral reasons why almost only NiTi SMAs are used in new developments. NiTi SMAs allow muchhigher working stresses and strains, NiTi SMAs show in general a higher stability in cyclic applications,NiTi SMAs are available in the shape of thin wires and thin films, and NiTi SMAs have a higherelectrical resistivity making electrical activation much simpler. The requirements for medicalapplications also eliminate the Cu-based alloys in most cases. Moreover, mainly Ni but also Ti can bepartially (a few percent) replaced by Cu, Co, Fe, Nb or Mo. Those elements can improve the hysteresis(stress and / or temperature hysteresis), corrosion behaviour, control of transformation temperatures,fatigue behaviour…


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FUNCTIONAL PROPERTIES OF SHAPE MEMORY ALLOYS

Shape memory alloys show different functional properties and can be used in different ways. Forthose properties a shape change is at the origin of the property. This shape change is a consequenceof the shearing component of the martensitic variants during martensitic transformation. The socalled “cold shape” is thus related to the martensite phase, while the material has its “hot shape”when in the austenitic phase.These properties are described in general terms below. Quantitative data refer to Ni-Ti alloys unlessotherwise stated.

One way shape memory effectA shape memory element can be easily deformed to almost any “cold shape”. The basic restriction

is that the deformations may not exceed a certain limit, typically 8 % for NiTi, somewhat lower for Cu-based and Fe-based shape memory alloys. These apparent plastic deformations can be recoveredcompletely during heating, resulting in the original “hot shape”. This strain and shape recovery duringheating is called the one way shape memory effect since only the hot shape is memorised.

Two way shape memory effect and trainingThe two way memory effect refers to the memorisation of two shapes. À cold shape is obtained

spontaneously during cooling from the hot shape, that had been obtained by the former thermo-mechanical processing. Different from the one way memory effect, no external forces are required toobtain the “memorised” cold shape. During subsequent heating the original hot shape is restored. Themaximum strains are in general substantially smaller than in the case of the one way memory effect.A strain limit of about 2 % has been mentioned although higher TWME strains have been found inspecific cases.The microstructural asymmetry and the resulting TWME are not inherent characteristics of shapememory alloys, as the one way effect, but can only be induced after particular thermomechanicalprocedures. These thermomechanical procedures are in general based on the repetition ofthermomechanical cycles through the transformation region [Perkins 1984, Perkins 1990, Guénin1989], i.e. transformation cycles from the parent phase to preferentially oriented martensite. The goalof these repetitive procedures is to acquire the cold shape and therefore these procedures are referredto as “training”. Some examples of such training procedures are temperature cycling at a constantstrain or at a constant stress, and superelastic cycling. It can be easily understood that manycombinations and variants of these procedures can also be applied.

SuperelasticityThe shape memory effects described above require temperature changes. In contrast, the

superelastic effect, also indicated as pseudoelastic effect, is isothermal in nature [Otsuka 1986, Duerig1990]. A superelastic specimen exhibits normal elastic behaviour until a critical stress is reached. Withfurther straining, the specimen elongates substantially as if it were plastically deformed. Howeverwhen the stress is removed, the specimen contracts to its original dimension and the apparent plasticstrain is recovered.Superelasticity can be considered as the mechanical analogue of the thermal shape memory effect.Isothermal loading at a temperature above Af results in a stress induced martensitic transformationwhich starts at a critical stress σMs. Further straining occurs at a nearly constant stress level until thetransformation finishes at σMf. The apparent plastic strain is thus caused by the shape strainaccompanying the stress induced formation of preferentially oriented martensite. During subsequentunloading, the reverse transformation occurs at a lower stress level between σAs and σAf and theapparent plastic strains are recovered. Large reversible deformations of up to 10 % can be obtained,


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to be compared to 0.2 %-0.5 % elastic strain in most other metallic alloys. Further straining at stresslevels above σMf results in elastic straining of the stress induced martensite, followed at sy by plasticyielding of martensite.The stress induced transformation shows a stress hysteresis, revealed by the different stress levels forthe forward and reverse transformation. This hysteresis is typically 50-300 MPa in NiTi and results inthe dissipation of energy during superelastic cycling. The energy dissipated per cycle is given by thearea enclosed between the upper and lower curve in figure 2. Superelasticity also involves the storageof potential energy. This elastic energy storage capacity can be as high as 10 J/g. All above mentionedsuperelastic characteristics are strongly affected by processing and composition [Zhang 1994, Russell1997].The critical transformation stresses (σMs, σMf, σAs and σAf) increase in a first approximation linearlywith temperature starting from zero at the corresponding transformation temperature, as describedby the Clausius-Clapeyron equation :

in which σ is the stress at which martensite is induced, T the temperature, DS the entropy changeduring transformation and εmax the maximum strain due to transformation. It follows that at atemperature, denoted as Md, the stress for plastic yielding becomes equal to the stress for martensiteformation. Superelasticity occurs thus only over a relatively narrow temperature window between thetemperatures Af and Md. This temperature range of typically 20-100 K is too small for applications inmost industrial and consumer fields. The strong temperature dependence of the mechanicalbehaviour, described by the Clausius-Clapeyron equation, is a further impediment to the general useof superelasticity [Duerig 1996].The temperature dependence and small temperature range are no barrier to the use in mammalianbodies where the temperature is constant. Moreover, the superelastic effect results in a uniquecombination of deduced properties. No other material or technology can offer the combination ofhigh strength, high stiffness, high pliability and a high kink resistance. NiTi with a proper surfacetreatment shows an excellent biocompatibility. Also the concept of a metallic material with anextreme elasticity and with nearly constant stress levels over a large strain area is something that canbe tackled easier by designers than the concepts related with temperature activated shape memoryeffects. Accordingly, the largest commercial successes of SMAs in recent years are linked with the useof superelasticity in biomedical applications [Duerig 1996, Melton 1994, Fernald 1994].

Generation of recovery stressesWhen an external constraint prevents the SMA-element from returning to the hot shape on

heating, high recovery stresses are gradually generated during heating. Stresses up to 700 MPa can beobtained [Sittner, 2000].

Similar to the one way and two way memory effect, the generation of recovery stresses starts from amacroscopic deformation in the martensitic state. During subsequent heating free recovery occurs untila temperature Tc at which contact is made with an external mechanical obstacle. The recovery of theremaining deformation, characterized by the contact strain ec, is impeded by this obstacle. Therefore,from the temperature Tc recovery stresses are generated at a nearly constant stress rate dσr/dT, oftendescribed by a Clausius-Clapeyron equation. This shape memory property is the basis of some verysuccessful shape memory applications, especially in earlier years for couplings [Proft 1990, Kapgan 1990].

dσ = ∆SdT

εmax


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The recent substantial efforts in the development of hybrid composites with embedded shapememory elements have resulted in an increasing interest in the understanding of the generation ofrecovery stresses [Stalmans 1987, Vokoun 1999, Zheng 2000]. In these smart composites, thin SMA-wires or other SMA-elements are embedded into advanced structural materials, without losing thestructural integrity of the matrix material. Most functional properties of such adaptive composites aredirectly related to the following mechanism on the level of the SMA-elements. Prestrained martensiticSMA-elements operate during heating against he elastic stiffness of the host matrix, biasing the strainrecovery and the reverse transformation of the SMA-elements. The result is that recovery stresses aregenerated gradually by the SMA-elements in the composite during heating, and the strain recoveryand reverse transformation of the SMA-elements is delayed. After overcoming a temperaturehysteresis, the reverse process occurs during cooling. A crucial difference with earlier applicationsusing the generation of recovery stresses is that these hybrid composites are activated repeatedly, i.e.recovery stresses are generated cyclically.

Work outputThe one and two way memory effect can be used for free recovery applications in which the single

function of the SMA-element is to cause motions without any biasing stress. At constant strains, shapememory elements can generate substantial recovery stresses. Between these two extremes of freerecovery and completely constrained recovery, shape memory components can yield a wide variety ofcombinations of strains and stresses. The shape memory element can be deformed with a low forcein the martensitic condition or during the forward transformation, and can exert a substantiallyhigher force as it reverts to the hot shape on heating. So, work is done on heating, up to 5 J/g. Thisconcept can be used in thermal actuators in which the SMA-element is activated by an increase in theenvironmental temperature, or in electrical actuators in which the SMA-element is in generalactivated by direct Joule’s heating. The work needed to deform the SMA-element is much lower thanthe work that can be obtained during heating. This has been the basis of many prototypes of heatengines which could convert heat into useful work (see e.g. [Banks 1982]).SMA-actuators offer distinct advantages with respect to other types of actuators [Van Humbeeck 1998].The main advantage is that SMA-actuators offer by far the highest work and power to weight ratiosfrom all available actuating technologies at low levels of weight [Ikuta 1990]. These high work andpower densities enable a whole class of applications (e.g. in the field of micro-actuation) which aresimply impossible to realise with other actuation technologies. SMA-actuators can mostly be reducedto a single SMA-element without auxiliary parts, resulting in a simple compact and reliable device.Several important drawbacks which limit the use of SMA-actuators to specific niches, should also beconsidered. The conversion of heat into mechanical energy via SMA-actuators has been studiedextensively 15 to 25 years ago. Simple thermodynamic calculations have shown that the maximumtheoretical efficiency of an SMA-actuator is below 10 % [Wollants 1979]. In practice, the conversion ofheat into mechanical work occurs less efficient with the result that the real efficiency is even oneorder of magnitude smaller than the theoretical value. Another drawback is that the SMA-actuator hasto be heated and cooled. Especially the low cooling rate limits the use of SMA-actuators to relativelylow frequency applications.

High damping capacitySMA-elements have a high damping capacity in the austenitic and martensitic condition. Shape

memory alloys show in the martensitic condition a strong amplitude dependent internal friction. Forimpact loads, the specific damping capacity can be as high as 90 %. Starting from the austeniticcondition, energy is dissipated during superelastic cycling as a result of the stress hysteresis betweensuperelastic loading and unloading, as explained before. A detailed analysis can be found in [VanHumbeeck 1999].


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NI-TI ALLOYS

Ni50Ti50 is the best explored system of all shape memory alloys and occupies almost the wholemarket of SMA. Ni50Ti50 is an intermetallic phase that has some solubility at higher temperatures.

The science and technology of Ni-Ti is overwhelmingly documented. The influence of compositionand thermomechanical processing on the functional properties is well understood and described inliterature. Therefore we refer only to some very interesting and relevant publications such as [Saburi1998, Treppman 1995, Wayman 1989, Todoriki 1987].

The basic concept of processing Ni-Ti alloys is that in order to avoid plastic deformation duringshape memory or during pseudoelastic loading, the martensitic and the β-phase have to bestrengthened. This occurs by classic methods : strain hardening during cold deformation, solutionhardening, precipitation hardening. Ni-Ti alloys have the significant advantage that these techniquescan be easily applied due to an excellent ductility and a very interesting but complicated precipitationprocess of metastable and stable neighbouring intermetallic phases [Nishida 1986].

The compositions of the Ni-Ti-SME alloys are approximately between 48 and 52 at % Ni and thetransformation temperatures of the B2 structure to the martensitic phase with a monoclinic B19’structure, are very sensitive to the nickel-content (a decrease of about 150 degrees for an increase of1 at % Ni). The transformation temperatures can be chosen between –40°C and +100°C.

Ni-Ti alloys show the best shape memory behaviour of all SMA. Even in polycrystalline state 8 %shape recovery is possible and 8 % pseudo-elastic strain is completely reversible above Af, while therecovery stress is of the order of 800 MPa.

In some cases the martensitic transformation is preceded by the so-called R-phase transition. TheR-transition is a B2 ↔ rombohedral transformation that has also second-order characteristics[Wayman 1986].

The most specific characteristics of this R-phase transition is that it shows a clear one- and two-way memory effect in the order of 1 % recoverable strain and that the hysteresis of the transformationis very small, only a few degrees which creates possibilities for accurately regulating devices.

It should be noted that further cooling transforms the R-phase into B19’ martensite. Duringheating only the reverse martensitic transformation will be observed. To observe the reverse R-phasetransition cooling should be stopped above Ms.

It has been shown that the appearance of the R-phase depends on composition, alloying elementsand thermomechanical processing [Todoriki 1987]. In fact the major common point is that all effectsdepressing the martensitic forward transformation below room temperature will favour theappearance of the R-phase transition which is quite stable near 30°C.


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Ternary Ni-Ti alloy systemsAddition of third elements opens even more possibilities for adapting binary Ni-Ti alloys toward

more specific needs of applications. Adding a third element implies a relative replacement of Niand/or Ti. Therefore it must be always very well indicated which atom Ni or Ti or both is replaced bythe third element.

Alloying third elements will influence not only the transformation temperatures but will also havean effect on hysteresis, strength, ductility, shape memory characteristics and also on theB2→(R)→B19’ sequence. The influence of several elements has been already described in [Eckelmeyer1976, Honma 1979, Kachin 1989].

More application oriented, one can distinguish four purposes to add third elements :1. to decrease (Cu) or increase (Nb) the hysteresis,2. to lower the transformation temperatures (Fe, Cr, Co, Al),3. to increase the transformation temperatures (Hf, Zr, Pd, Pt, Au),4. to strengthen the matrix (Mo, W, O, C).

Some of the ternary alloys have been developed for large-scale applications. We will only summarisethe two most well developed : NiTiCu and NiTiNb and the Ni(Ti, X) with X=Hf, Zr which are underinvestigation as High Temperature Shape Memory Alloys (HTSMA).

BIOMEDICAL APPLICATIONS

Most of the earlier developments of SMA-applications were linked with the thermally activatedfunctions of actuation and coupling. In recent years however it has become clear that the largestcommercial successes of SMAs are linked to biomedical applications (Besselink 1995, Melton 1994,Pelton 1994, Yahia 2000). The combination of good biocompatibility, good strength and ductility withthe specific functional properties such as the shape memory effect and superelasticity creates aunique material for medical applications.Especially the superelastic effect of SMAs results in a unique combination of high strength, highstiffness and high pliability ; no other material or technology can offer this unique combination. Thetemperature dependent character of the superelastic effect, which is disadvantageous in otherapplication areas, is of less importance in the biomedical field because of the stable temperature ofthe human body. NiTi with a proper surface treatment shows an excellent biocompatibility(Shabalovskaya, 1995). Also the concept of a metallic material with an extreme elasticity and withnearly constant stress levels over a large strain area is something that can be tackled easier bydesigners than the concepts related to temperature activated shape memory effects (Melton, 1994).As a consequence, regarding the specific functional properties, the largest commercial successes ofSMAs are linked with the use of superelasticity.The following paragraphs illustrate present developments of applications in the biomedical field thatobtain an added value by the functional properties of shape memory alloys.


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APPLICATIONS IN ORTHODONTICS

Orthodontic archwires were the first mass biomedical application (Sachdeva, Miyazaki 1990), (Duerig 1990),(Fukuyo 1992). While in the case of stainless steel wires the forces quickly relax during movement of theteeth, concomitantly retarding this movement, NiTi-wires allow the teeth to move under almost constantforce over a long treatment time and a much larger deplacement of the teeth before the orthodontist hasto re-tighten. The stored elastic energy for the same maximum stress is much larger for superelastic materialthan for steel. Depending on the desired constant force a wire with a specific plateau stress can be chosen.The plateau stress depends on the relative difference between the ambient temperature and thetransformation temperature. The value is high for wires with a low transformation temperature. Thismakes the wire more sensitive to small temperature changes in the mouth which causes intermittentforces on the teeth. A new type of orthodontic wire has a transformation temperature just below thebody temperature and thus has a very low plateau stress.The advantages are obvious : the treatment requires less chair time and is thus less expensive. Theforce remains constant and does not reach the point of causing pain.Different grades of wire stiffness are now available : round and rectangular sections, variation indiameters and thus in strength (Sachdeva, Oshida 1990), (Tuissi 1995).Since NiTi archwires were introduced in the late 1970’s, over 30 % of the archwires used today are NiTi(Dutta 1996).Besides archwires, specific endosseous implants based on the shape memory effect have also beendeveloped. Those implants can be in blade or rod form, depending whether several teeth or onesingle tooth has to be inserted. After insertion, the predeformed shapes are heated by warm saline orby an induction coil apparatus to a temperature not above 50°C, but above the Af temperature of thematerial (Fukuyo 1992), (Sachdeva, Fukuyo 1990).Other common devices for applications in orthodontics are listed below.- Dental root implants for a stable attachment in the bone.The memory metal root deforms and locks itself firmly in the bone after reaching body temperature.- Adjustable dental abutments with self-locking temperature sensitive ball joints.- Adjustable telescopic head gears for reposition of the molars.This device uses a memory metal locking ring that prevents relative motion between the inner headgear wire and the head gear tube. Adjustment of the length or angle is easily accomplished by coolingthe locking ring.- Small superelastic tension and compression springs to create space or close gaps between the

elements in the mouth.- Heavy suture expanders with superelastic springs to change the width of the mandable.- Martensitic, very shapeable wires and strips for retention of the teeth after correction.- Special connectors with a wedge-shape to hold two teeth tightly together.- Adjustable orthodontic brackets with torque and angulation control.- Connectors for threadless anchoring of abutments to dental root implants.

Although orthodontic devices became very familiar and are abundantly used, some attention shouldbe given to the “real properties” of the purchased material. For example a systematic study on a springwith a total length of 10 mm, an active length of 4 mm and an outer diameter of 1.3 mm showed thatin spite of identical specifications, the important values of stress and strain could vary strongly. First itwas observed that the global superelastic behaviour of springs, delivered by two different suppliers wasvery different. Also the thermomecanical behaviour as function of temperature was very different, i.e.the spring of supplier A was not anymore thermoelastic at 5°C while the one of supplier B was. Moreover,different batches of the same supplier (A as well as B) gave different values for the required force at thesame temperature. In case the specification was 150 gr. at 37°C, this force varied sometimes by almost± 50 gr. for different batches. The origin of those problems could be related to inadequate or badreproduced heat treatments. A quality sheet for a definite batch could be advised.


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BIOCOMPATIBILITY OF NITI ALLOYS

NiTi alloys are considered to be high corrosion resistant, good biocompatible materials. Bothelements Ni and Ti form an intermetallic stoichiometric compound Ni0.5Ti0.5. Off-stoichiometric alloyswill contain no more than a few tenths of an atomic per cent Ni in solid solution.Extensive in vivo experience in the human body with implants, mainly related to dentistry, especiallyorthodontic wires, but also in orthopaedics, stenting or other medical branches has thus far notrevealed any special problems.Regarding its biocompatibility NiTi can be compared with stainless steel (grade 316 L), CoCr alloys andeven pure Ti. The origin of these properties is mainly related to the passivation layer of TiO2.To obtain a good passivation, care must be taken in the final treatment in order to avoid small islandsof pure Ni at the surface or mixtures of NiO and Ti2O, which may create favoured sites for selectivedissolution in crystals (Chan 1990), (Oshida 1992).In this respect surface conditions are extremely important. These surface conditions are controlled bythe specific thermomechanical treatments that NiTi alloys must undergo in order to achieve optimalperformance. Further processing and mounting should be performed with care in order not todamage the TiO2 layer.More detailed information and discussion on the biocompatibility of NiTi alloys can be found inseveral publications (Castleman 1976, Oshida 1990, Oshida 1991, Catright 1973, Dutta 1993,Shabalovskaya 1995, Yahia 2000, Rykänen 1999, Shablovskaya 2002).

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V. COMTE (1), C. LAGNEAU (1) & M. LISSAC (1)

(1)Laboratoire d’Etudes des Interfaces et des biofilms en Odontologie – EA 637Faculté d’odontologie de Lyon, rue G. Paradin 69372 Lyon cedex 08

Dans les années 1960, Buelher et Wang (1963) mettent en évidence les caractéristiques innovantesde l’alliage équiatomique de nickel et titane (NiTi). Cet alliage possède des propriétésthermodynamiques de mémoire de forme très utile en orthopédie, mais également un pouvoir desuperélasticité peu commun chez les alliages à mémoire de forme (AMF). L’alliage de NiTi est un desconcepts les plus innovants de ces dernières années dans le domaine des biomatériaux métalliques,ils offrent des perspectives intéressantes en orthopédie et en odontologie : orthodontie, endodontieet implantologie. Il a ainsi attiré l’attention et l’intérêt des cliniciens.

Il est actuellement admis que les propriétés de surface des biomatériaux conditionnent la réponsebiologique des tissus à leur contact. Dans le processus complexe de la chirurgie implantaire, larugosité de surface des biomatériaux utilisés est un facteur important modulant la réponsebiologique. Nous nous proposons de mettre en évidence les corrélations entre les différents états desurfaces du NiTi et l’adhésion de fibroblastes gingivaux. Pour cette étude in vitro, des échantillons denickel-titane sont préparés par polissage mécanique manuelle à différents grades. Les matériaux decomparaisons, couramment utilisés comme matériaux implantaires, tel que le titanecommercialement pur de grade 2, l’alliage Ti-6Al-4V et l’acier inoxydable 316L sont polisindustriellement.

Plusieurs études sont réalisées afin d’évaluer l’adhésion cellulaire sur les différents états desurface. Des fibroblastes gingivaux humains, obtenus à partir de la technique d’explant, sont mis enculture sur les matériaux testés. Dans un premier temps, nous avons observé la morphologie cellulairepar microscopie électronique à balayage (MEB), puis évalué la prolifération cellulaire par un test MTT.Par la suite, nous avons visualisé deux protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire par unetechnique d’immunomarquage.

V. COMTE, C. LAGNEAU & M. LISSAC

Adhésion de fibroblastes gingivaux humainssur différentes rugosités d’alliages

orthopédiques

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MATÉRIELS & MÉTHODES

1.1 – MatériauxLes échantillons de l’alliage nickel-titane sont fournis par la société AMF (Reuilly, France). Ils sont

polis mécaniquement et manuellement à plusieurs rugosités décroissante à l’aide de papier à grainde SiC de grade 80, 400 et 2400. La topographie de surface est analysée par profilométrie pour endéduire les Ra représentés dans la figure 1.

Figure 1 : Rugosité moyenne des matériaux (µm)

Les échantillons de titane commercialement pur (Ti-cp) et l’alliage Ti-6Al-4V (TA6V) que nous avonsutilisé sont fournis par la société SERF (Décines, France). Les échantillons d’acier inoxydable 316Lproviennent de la société Goodfellow (Huntingdon, Angleterre). Ces matériaux ont été polis miroirindustriellement et utilisé comme tels. La composition chimique des alliages est donnée dans letableau 1. Pour cette étude in vitro, les échantillons de chaque alliage ont été stérilisés aux rayonsgamma selon la norme en vigueur à 2500 Gy.

Tableau 1 : Composition chimique en % en poids du NiTi, Ti-cp, TA6V et 316L

1.2 – Cultures cellulairesDes biopsies de gencives humaines saines sont prélevées avec les consentement des patient à la

suite d’extraction de prémolaire. Les prélèvements, découpés en explants, sont placés dans du milieude culture DMEM (Dulbecco’s Modified Eagle Medium)(Gibco, USA) additionné de 10 % de sérum deveau fœtal (Biowest, France), de pénicilline (100 U/ml)(Biowest), de streptomycine (50 µg/ml)(Biowest)et de fongizone (100 µl)(Gibco) afin d’obtenir une culture primaire de fibroblastes gingivaux. Cescellules sont utilisées pour l’ensemble de notre expérience à des passages compris entre P2 et P5.

Ti Al V Ni O N C H Fe Cu Cr MoNiTi 44,5 55,5 0,101 0,02 0,002Ti-cp 99,56 0,18 0,05 0,013 0,2TA6V 90 6 4 0,2 0,007 0,008 0,015 0,3316L 10 69 18 3

Adhésion de fibroblastes gingivaux humains sur différentes rugosités d’alliages orthopédiques


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1.3 - Étude de la morphologie cellulaireLes fibroblastes sont ensemencés à 104 cellules/cm2 sur les échantillons métalliques et laissés en

culture pendant 4 heures. Les cellules sont fixées au glutaraldhéyde 2 %, puis post-fixées au tétroxyded’osmium. Les échantillons sont ensuite préparés pour pouvoir être observés au microscope électroniqueà balayage (Hitachi S800, Centre Technologique des Microstuctures – Université Claude Bernard, Lyon).

1.4 - Étude de la prolifération cellulaireAprès plusieurs jours de culture sur les différents substrats (2, 4 et 7 jours), l’activité proliférative

des fibroblastes gingivaux est déterminée par la méthode de Mossman (ou test MTT). Les cellulesvivantes possèdent une enzyme mitochondriale capable de transformer un sel de tetrazolium jaune(MTT) en cristaux de formazan bleus. La mesure au spectrophotomètre de l’intensité de coloration dela solution est proportionnelle au nombre de cellules vivantes.

1.5 – Observation des protéines de l'adhésion cellulairesDeux protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire, le collagène I et la vinculine, sont mises en

évidence par immunomarquage. Cette technique est réalisée sur un tapis cellulaire confluent après 7jours de culture. Les cellules sont fixées au paraformaldéhyde à 4 %, puis marquées avec un anticorpsprimaire monoclonal et révélées à l’aide d’un anticorps secondaire de souris couplé au FITC. Lemarquage ainsi obtenu est visualisé au microscope à épifluorescence.

RÉSULTATS & DISCUSSION

2.1 – Observation de la morphologie cellulaire

Figure 2 : Observation de la morphologie cellulaire par microscopie électronique à balayage (G : x 1000)

Sur les échantillons les plus lisses (NiTi2400, Ti-cp, TA6V et 316L), les fibroblastes apparaissent bienétalés avec des prolongements cytoplasmiques rayonnant tout autour du corps cellulaire. Ce résultattémoigne d’une non-toxicité des matériaux, mais aussi que les cellules adhèrent et s’aplanissent sans



51

obstacle au substrat. Sur les NiTi 400 et 80, de rugosité plus importante, les cellules ont adhéré et ontpris une forme longitudinale parallèle à la topographie du matériau. Cette morphologie cellulaire nesemble pas naturelle et est contrainte par les sillons de surface des NiTi rugueux.

2.2 – Étude de la prolifération cellulaireLe test de prolifération indique, à 7 jours de culture in vitro, que les matériaux les moins rugueux

sont les plus favorables à l’activité cellulaire. Les NiTi 400 et 80 marquent leur différence en nepermettant pas aux cellules de proliférer aussi librement que sur les matériaux les plus lisses. Larugosité de surface semble bien influencer la prolifération des fibroblastes.

Figure 3 : Évaluation de la prolifération cellulaire par un test MTT

2.3 – Observation des protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire :Les protéines marquées sont observées sur chacun des matériaux, cela indique que l’état de

surface n’intervient pas dans la synthèse des protéines impliquées dans l’adhésion cellulaire. Pour lecollagène I, un marquage intracellulaire et périnucléaire est observé, de plus des spots sont visualisésaux niveaux des contacts focaux. Le marquage de la vinculine montre également un marquage intenseau niveau des contacts focaux. En revanche, en comparant les immunomarquages sur les différentsétats de surface, les protéines d’adhésion observées, collagène I et vinculine, suivent la forme descellules et se développent en fonction de la topographie du matériau.

CONCLUSION

Nos résultats indiquent que la rugosité de surface de l’alliage NiTi affecte l’orientation et laprolifération de fibroblaste in vitro. De plus nous avons observé que les rainures parallèles à la surfacedes échantillons contrôlent l’alignement cellulaire. Il y a donc une relation entre la topographie desurface des substrats et le processus d’adhésion et de prolifération des fibroblastes gingivauxhumains.

Pour une meilleure compréhension de ce phénomène, il serait intéressant de mieux connaîtrel’adhésion cellulaire au niveau moléculaire, et en particulier de quantifier les protéines présentesdans les contacts focaux sur des matériaux de différentes rugosités. En effet, c’est l’établissement descontacts entre les cellules et les substrats qui déterminent l’activité de la cellule et notamment saprolifération.



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F. MABBOUX (1), L. PONSONNET (2), J.J. MORRIER (1), & O. BARSOTTI (1)

(1)- Laboratoire d’Etude des Interfaces en Odontologie EA 637, Faculté d’Odontologie, rue G. Paradin, 69372 Lyon cedex 08, France.(2)- Laboratoire d’Ingéniérie et Fonctionnalisation des Surfaces - CNRS, UMR 5621, Ecole Centrale de Lyon, 36 avenue Guy de Collongue, BP 163, 69131 Ecully cedex.

INTRODUCTION

Les propriétés de surface d’un implant dentaire dépendent de ses propriétés physico-chimiques(Energie Libre de Surface (ELS), mouillabilité) mécaniques et topographiques (rugosité) (1). Cespropriétés de surface conditionnent les réponses biologiques à leur contact : cytocompatibilité,ostéointégration et développement d'un biofilm.Le but de cette étude a été de comparer les valeurs de l'énergie libre de surface et de ses composantes,de 2 biomatériaux dentaires couramment utilisés en implantologie (Titane et alliage Ti-6Al-4V), selonla méthode de la goutte posée et de la bulle captive. Ces 2 méthodologies renseignent sur lescomposantes polaires et dispersives de l'ELS et facilitent la compréhension du comportement desmatériaux implantaires dans différents environnements. Si la méthode de la goutte posée estcouramment utilisée pour cette caractérisation, la méthode de la bulle captive n’a pas ou a été trèspeu utilisée dans l’étude des propriétés de surface des biomatériaux dentaires.

MATÉRIEL ET MÉTHODES

Matériaux testésLes matériaux utilisés dans cette étude sont le Titane (CP Ti grade 2 (TIMET Savoie SA)) et le Ti-6Al-

4V (TIMET Savoie SA). La composition et la rugosité de chaque alliage sont résumées dans le tableau I. Pour chacun d’eux, 10 pastilles (diamètre = 8 mm, épaisseur = 2 mm) ont été préparées.

Tableau 1 : caractéristiques des matériaux testés

Matériau Rugosité (Ra) Composition chimique (%)Ti-6Al-4V 0,0572 (0,007) Al : 5,5-6,5 ; V : 3,5-4,5

C : < 0,08 ; Fe < 0,25 ; O2 < 0,13N2 < 0,05 ; H2 < 0,012

Ti 40 cp 2 0,0472 (0,009) N : 0,01 ; C : 0,01 ; H : 0,0013Fe : 0,08 ; O : 0,11

F. MABBOUX, L. PONSONNET, J.J. MORRIER, & O. BARSOTTI

Mesure de l'énergie libre de surface de matériaux implantaires dentaires :

méthodes de la goutte posée et de la bulle captive

53

ÉchantillonsLes pastilles ont été polies mécaniquement et manuellement à plusieurs rugosités décroissantes,

à l’aide de papier métallographique SiC (Buehler) de grade 80, 240, 400, 800, 1000, 1200, 2400 et4000. Puis les matériaux ont été polis miroir avec feutre “Chemomet I” (Buehler) en présence d’uneSolution. Pour métallographie (Le stade poli miroir permet de ne pas prendre en compte l’hystérésisde la mesure de l’angle de contact liée à la rugosité des surfaces. La rugosité a été contrôlée parprofilométrie (Perthometer C5D) (tableau 1).Pour chaque série de dépôt (goutte posée ou bulle captive), les pastilles ont subi le traitementsuivant : lavage dans un bain à ultrasons (100 W) 20 minutes dans l’acétone, puis 20 minutes dansl’alcool et 20 minutes dans l’eau. Les pastilles ont ensuite été séchées 15 minutes dans un four à 40 Cpuis conservées dans un dessiccateur avant et pendant la durée de chaque expérience.

Méthode de la goutte poséeDeux gouttes (1 µl / goutte) sont déposées sur chaque échantillon. L’image de la goutte est acquise par

ordinateur. Le logiciel Digidrop de celui-ci peut alors analyser la forme de la goutte en équilibre sur lasurface (hauteur et largeur, relations trigonométriques sphériques) afin de déterminer l’angle de contact θ. L’ELS (γT) et les composantes dispersives (γLW), polaire (γAB), acide (γA), base (γB) du Ti et du TA6V ont étédéterminées à partir des mesures des angles de contact, en utilisant 3 liquides sonde sur chaquematériau : l’eau pure et le formamide (deux liquides polaires) et le diiodométhane (liquide apolaire) (2).Pour chaque liquide sonde et pour chaque surface (Ti et TA6V), 20 angles de contact ont été mesurés,et les moyennes calculées et comparées à l’aide de tests statistiques.

-Méthode de la goutte posée

Surface = échantillon

θ LiquideAir

microseringue

aiguille

Mesure de l'énergie libre de surface de matériaux implantaires dentaires :méthodes de la goutte posée et de la bulle captive


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Méthode de la bulle captive La pastille est totalement immergée dans l’eau. Une bulle d’air ou d’octane est formée au bout de

l’aiguille munie d’une micro seringue. L’angle de contact est calculé à partir de la mesure des dimensionsde la bulle, et il correspond à : θ = φ (bulle d’air dans l’eau) et θ = Θ (bulle d’octane dans l’eau).L’ELS (γSV), les interactions dispersives (γSV

d), acide/base (γSVp), l’énergie libre interfaciale (γSW) et les

interactions non dispersives (ISW) du Ti et du TA6V ont été déterminées à partir de ces mesures, selonl’approche d’Andrade et al. (1985).Pour chaque surface (Ti et TA6V), 20 angles de contact ont été mesurés avec l’air et 20 angles decontact avec l’octane. Les moyennes ont également été calculées et comparées statistiquement.

Méthode de la bulle captive

RÉSULTATS – DISCUSSION

Les moyennes des valeurs des angles de contact obtenus selon les deux méthodologies sont présentéesdans les tableaux 2 et 3. Les valeurs de l’ELS et de ses composantes sont résumées dans les figures 1 et 2.Les deux méthodes montrent que les deux matériaux sont moyennement hydrophobes. Cependant,avec la méthode de la goutte posée, des différences sont observées entre les deux matériaux : ELStotale, composantes polaire et dispersive, alors qu’il n’y a aucune différence avec la méthode de labulle captive. Les différences obtenues peuvent s’expliquer par la présence plus importante d’élémentscontaminants (O2, contaminants hydrocarbonés) lorsque les mesures s’effectuent dans l’air (méthodede la goutte posée) (4). En effet, pour Andrade. (5), dans un environnement complexe (vapeurs,particules d’air), un hydrogel se forme à la surface des métaux et influe sur les valeurs de l’ELS.La méthode de la bulle captive montre aussi la présence d’un hydrogel à la surface des échantillons.Il est fortement hydraté : γSW< 5 mJ/m2.

Tableau 2 : Moyenne des angles de contact (en degrés) et des écart-typescalculée avec la méthode de la goutte posée

Matériau Titane Ti-6Al-4Vφ 50,40 (3,43) 51,24 (3,25)Θ 127,02 (2,13) 130,25 (2,09)

ΦΘ

Bulle d’air ou d’octane



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Tableau 3 : Moyenne des angles de contact (en degrés) et écart-type,calculée avec la méthode de la bulle captive

Figures 1 et 2 : Représentation des Energies de Surface et de leurs composantes, pour le Ti et le Ti-6Al-4V, respectivement à partir de la méthode de la goutte posée (figure 1)

et à partir de la méthode de la bulle captive (figure 2).

CONCLUSION

Le choix de la méthode utilisée pour mesurer les valeurs de l’ELS et de ses composantes estimportant dans la caractérisation des propriétés de surface d’un biomatériau et par conséquent dansla compréhension des phénomènes d’adhésion. La méthode de la bulle captive permet de testerl’interface hydrogel-eau dans un état d’hydratation complet, in situ, et d’obtenir des informationssupplémentaires à celles de la goutte posée.

RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES

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5. Andrade J.D. Interfacial phenomena and biomaterials. Medical Instrumentation 1973 ; 7 : 110-120.

Matériau Titane Ti-6Al-4VEau 55,60 (8,92) 49,61 (4,54)

Diiodométhane 45,84 (3,65) 37,80 (1,62)Formamide 42,86 (6,18) 56,00 (5,87)



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L. BEAUCOURT (1), S. ETIENNE (1), J-P. SALOMON (1) & J. DÉJOU (1)

(1) Université de la Méditerranée. UFR Odontologie de Marseille. Département de biomatériaux

OBJECTIFS

Cette étude a eu deux objectifs :1- Evaluer l’état de surface de six matériaux à base de résines composites : Filtek Flow® (3M-ESPE),

Filtek A110® (3M-ESPE), Filtek Z250® (3M-ESPE), Filtek P60® (3M-ESPE), Z100 MP® (3M-ESPE) etF2000® (3M-ESPE), après finition et polissage à l’aide de disques Sof-Lex® (3M-ESPE) à based’alumine.

2- Evaluer la variabilité inter-opérateur des résultats obtenus avec le F2000 et les disques du systèmeSof-Lex ®.

MATÉRIEL ET MÉTHODE

Des éprouvettes cylindriques des matériaux (d = 6 ± 1 mm, e = 1mm) ont été polymériséespendant 40 secondes avec une lampe Freelight® (3M-ESPE), en mode standard (40 s, 400 mW/cm2),sous une matrice de Mylar et une plaque de verre.Pour la première partie de l’étude 60 éprouvettes de chaque matériau (Tableau 1) ont été finies etpolies, immédiatement après polymérisation, par un seul opérateur, en utilisant successivement les 4disques de granulométrie décroissante (Tableau 2). Entre chaque étape de polissage, un rinçagesoigneux a été réalisé avec un spray d’air et d’eau, puis chaque éprouvette a été séchée.

Tableau 1 : Chronologie du polissage à l’aide des disques du système Sof-Lex (3M-ESPE) des matériaux évalués

L. BEAUCOURT, S. ETIENNE,J-P. SALOMON & J. DÉJOU

Finition et polissage des résines composites :influence du matériau et variabilité

inter-opérateur

57

Tableau 2 : caractéristiques et protocole d’utilisations des disques du système (Sof-Lex –3M-ESPE)

Pour la deuxième partie de l’étude 4 opérateurs différents ont fini et poli chacun 15 éprouvettesde F2000 selon le même protocole.L’état de surface des éprouvettes a été évalué à l’aide d’un profilomètre tactile (Mitutoyo Surftest,rayon de courbure 5 µm, vitesse de déplacement 0,1 mm/s, valeur du cut-off 0,25 mm, longueur duprofil 1,5 mm). Cinq profils différents ont été enregistrés sur chaque éprouvette. Deux paramètres derugosité ont été retenus : Ra et Rt. Pour la 2e partie de l’étude, seul l’état de surface obtenu après la4e étape a été évalué.

Le critère retenu pour l’évaluation statistique a été la moyenne des 5 valeurs de Ra et Rt obtenuesà partir des 5 profils sur chaque éprouvette.Après contrôle de la normalité des distributions et de l’égalité des variances, l’influence du facteurmatériau (1ère partie) et du facteur opérateur (2e partie), ont été évalués grâce à une analyse devariance et un test a posteriori de Duncan (p = 0,05).De plus, une corrélation a été recherchée entre les valeurs de Ra et Rt obtenues en fin de polissage etles caractéristiques des charges contenues dans les matériaux étudiés : taille moyenne, taillemaximale et pourcentage en poids (Tableau 5). Le test mis en œuvre a été un test non paramétrique(corrélation des rangs de Spearmann).

Finition et polissage des résines composites : influence du matériau et variabilité inter-opérateur


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RÉSULTATS

Les résultats sont résumés dans les tableaux 3 et 4 et les figures 1 et 2.

Tableau 3 : Évaluation de l’état de surface (Ra en µm) en fonction du matériau et de l’étape.Pour chaque ligne, les groupes avec la même lettre en exposant ne diffèrent pas significativement

Figure 1 : Évaluation de l’état de surface (Rt en µm) en fonction de l’étape de finition/polissage et du matériau



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Tableau 4 : Évaluation de l’état de surface (Rt en µm) en fonction du matériau et de l’étape.Pour chaque ligne, les groupes avec la même lettre en exposant ne diffèrent pas significativement

Figure 2 : Évaluation de l’état de surface (Ra en µm) en fonction de l’étape de finition/polissage et du matériau

Tableau 5 : Caractéristiques des charges minérales contenues dans les 6 matériaux évalués



60

Une corrélation a pu être mise en évidence entre les valeurs de Ra et Rt obtenues en fin depolissage et la dimension moyenne des charges (Rho Ra = 0,79, Rho Rt = 0,83), la dimension maximaledes charges (Rho Ra = 0,79, Rho Rt = 0,83), le % en poids des charges (Rho Ra = 0,30, Rho Rt = 0,37).Les figures 3 et 4 illustrent ces résultats.

Figure 3 : Ra et Rt obtenus en fin de polissage en fonction de la taille moyenne des charges contenues dans les matériaux

Figure 4 : Ra et Rt obtenus en fin de polissage en fonction de la taille maximale des charges contenues dans les matériaux



61

Le tableau 6 résume les résultats concernant l’influence de l’opérateur sur les valeurs de Ra et Rtobtenues en fin de polissage avec les F2000.

Tableau 6 : Pour chaque ligne, les groupes avec les mêmes lettres en exposant ne différent pas significativement

CONCLUSION

Tous les matériaux à base de résine composite ne peuvent pas être polis de la même façon avecle système Sof-Lex ®. Un des facteurs influençant les résultats pourrait être la structure du matériau(en particulier la taille moyenne et maximale des charges).Les résultats obtenus avec les disques Sof-Lex ® utilisés sur le F2000 ® mettent en évidence l’influencede l’opérateur au cours des étapes de polissage. Cependant, il est à noter que le F2000 ® est celui des6 matériaux testés qui a montré les capacités de polissage les plus mauvaises.



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J. KOSORIC (1), M. CATTANI-LORENTE (1),CH. GODIN (1) & J-M. MEYER (1)

(1) Ecole de Médecine Dentaire, Université de Genève

INTRODUCTION

Le renforcement des résines dentaires avec des fibres a été décrit dans la littérature dès les années60 1 2 3 4. Cependant ce n’est que récemment que des fibres pour des applications dentaires ont étécommercialisées 5 6. Actuellement, les utilisations potentielles des fibres en médecine dentaires sontnombreuses. Par exemple, dans les prothèses partielles ou totales 7 8, dans les ponts provisoires 9 10 oules splints 11. De plus, grâce au succès en chirurgie orale de la charge immédiate des implants 12,l’utilisation de fibres pour renforcer les suprastructures sur implant 13 est redevenue d’actualité.

Les résines composites de laboratoire sont couramment employées pour la fabrication de ponts etcouronnes provisoires. Ils pourraient être également utilisés pour les suprastructures sur implant,cependant leur résistance aux contraintes est relativement faible. Le renforcement de ces résines pardes fibres pourrait être une alternative à l’utilisation de structures métalliques.

Le but de notre étude était d’évaluer le comportement mécanique de deux résines composites delaboratoire renforcées par des fibres de verre unidirectionnelles. L’influence de la post-polymérisationdes résines a également été examinée.


Deux résines composites de laboratoire, différant par leur composition chimique et leur taux decharges minérales (Cristobal+ de IDR et Sinfony de 3M ESPE) et une résine composite provisoire(Protemp 3 Garant de 3 M ESPE) ont été utilisées.Des fibres de verre de type E, unidirectionnelles, silanisées (Stick Tech Ltd.) ont été coupées à deslongueurs de 22 mm. Elles ont été ensuite imprégnées pendant 10 min avec la résine composite fluideSynfony Transparent (3M-ESPE).Des barreaux de 25 mm de longueur et 2 mm de hauteur et 2 mm de largeur ont été préparés dansdes moules de plexiglas de la manière suivante. Après la mise en place d’une première couche derésine composite de laboratoire, une couche de fibres est déposée et le tout est polymérisé pendant15 sec. avec la lampe halogène Elipar Trilight (800mW/cm2). Ensuite une deuxième couche de résinecomposite et de fibres est ajoutée et polymérisée de la même manière. Finalement une dernièrecouche de résine est placée dans le moule. On effectue alors la polymérisation dans le four MPA 2000(IDR) pendant 90 sec. Pour la moitié des échantillons une post-polymérisation a été effectuée avec lefour MPA 2000 Post Cure (IDR).Les échantillons fabriqués avec la résine composite provisoire ne contiennent qu’une seule couche de

J. KOSORIC, M. CATTANI-LORENTE,CH. GODIN & J-M. MEYER

Effets du renforcement à l’aide de fibres de verre et de la post-polymérisation

sur les propriétés mécaniques de deux résines composites de laboratoire

et une résine composite provisoire

63

fibres. Pour ces échantillons la post-polymérisation a été effectuée dans le four Beta Vision Unit (3MESPE) avec le programme auxiliaire n°1.Les modules d’élasticité et la résistance à la flexion ont été mesurés à l’aide de tests en flexion trois-points et quatre-points, en utilisant une machine d’essai Instron 1114 avec une vitesse de traverse de0.5 mm/min.Pour étudier l’effet de la post-polymérisation sur les résines composites de laboratoire, 6 échantillonspost-polymérisés ont été mesurés en flexion trois-points, une heure après leur fabrication. Leurmodule et leur résistance à la flexion ont été comparés à ceux d’échantillons non post-polymérisés,ayant été conservés à sec à 37°C.

Pour étudier le renforcement par les fibres 6 échantillons ont été conservés pendant 24 heures et7 jours dans de l’eau à 37°C. Ils ont ensuite été testés en flexion quatre points.

La teneur en fibres et en charges minérales des échantillons a été déterminée après calcinationdes échantillons à 700°C pendant 1 heure.

Les résultats obtenus ont été analysés au moyen d’une analyse de variance ANOVA à deux facteurssuivie d’un test LSD avec p<0.05.

RÉSULTATS

Le module d’élasticité en flexion E (GPa) et la résistance à la flexion (MPa) mesurés sont présentésdans les Tableaux 1 et 2.

Tableau 1 : Modules d’élasticité et résistance à la flexion trois-points obtenus pour lescomposites de laboratoire avec et sans post-polymérisation.

Tableau 2 : Modules d’élasticité et résistance à la flexion quatre-points obtenus pour lescomposites de laboratoire après vieillissement dans l’eau à 37°C pendant 24 heures et 7 jours.

L’analyse de variance à deux facteurs montre que la post-polymérisation augmente de manièresignificative le module d’élasticité et la résistance à la flexion des deux résines composites delaboratoire. Il existe également des différences significatives entre les deux composites de laboratoire.Après post-polymérisation, Synfony présente un module d’élasticité plus faible et une résistance à laflexion supérieure à celle de Cristobal+.

L’analyse de variance montre également une augmentation significative de la résistance à laflexion pour les échantillons contenant des fibres (p<0.05). Sur cette propriété, le temps devieillissement n’a pas d’influence significative. Le module d’élasticité des échantillons deCristobal + n’est pas influencé significativement ni par la présence de fibres de verre, ni par le temps

E (GPa) Flx (MPa)Sans fibres Avec fibres Sans fibres Avec fibres

24h 7j 24h 7j 24h 7j 24h 7jCristobal 11.6±2.1 17.8±4.6 14.4±4.5 12.9±7.2 93±17 106±20 307±87 227±34Sinphony 6.1±0.05 6.0±0.9 14.1±1.1 8.8±1.0 109±10 108±12 350±3 308±60

Résine E (GPa) Résistance (MPa)Sans post-polym. Post-polymérisé Sans post-polym. Post-polymérisé

Cristobal+ 2.7 ± 0.3 10 ± 0.2 57 ± 2 89 ± 5Synfony 0.4 ± 0.04 5.5 ± 0.7 32 ± 2 119 ± 3

Effets du renforcement à l’aide de fibres de verre et de la post-polymérisation sur les propriétés mécaniques de deux résines

composites de laboratoire et une résine composite provisoire


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de vieillissement. Par contre, le module d’élasticité des échantillons à base de Sinfony augmentesignificativement lorsque des fibres de verre y sont incorporées.

La teneur en charges minérales (particules de verre) et en fibres a été déterminée par calcinationà 700° et exprimée en pourcentage par rapport au poids total des échantillons. Les résultats obtenussont donnés dans la Table 3.

Table 3 : Teneur en charges minérales (particules de verre) et en fibres

Des relations linéaires entre les propriétés mécaniques et le pourcentage de fibres et de chargeminérale (particules de verre) ont été établies (Figure 1).

Figure 1 : Relations linéaires entre les propriétés mécaniques et le pourcentagede fibres et de charge minétale.

Pour Cristobal+, le module d’élasticité ne dépend que de la teneur en fibre, mais la corrélationobtenue (a) est modérée (r : 0.57) et n’est pas statistiquement significative (p<0.1). Pour Sinfony, lemodule dépend simultanément de la teneur en fibres et de la teneur en particules (p<0.1). Cependantpour un intervalle de confiance plus élevé, ce terme ne dépend que de la teneur en fibres (b) et, dansce cas, il existe entre ces deux paramètres une forte corrélation (r : 0.92) statistiquement significative(p<0.01).

Composite Sans fibres Avec fibres% charge (poids) % charge (poids) % fibres (poids)

Cristobal+ 73.2 ± 0.1 55.1 ± 3.4 18.2 ± 3.0Sinfony 42.3 ± 2.5 29.3 ± 9.3 22.2 ± 6.9




65

DISCUSSION

Avec la post-polymérisation on atteint rapidement les valeurs maximales des modules d’élasticitéet des résistances à la flexion et ceci pour les deux composites de laboratoire utilisées. La chaleur apour effet d’accélérer la réaction de polymérisation des composites en augmentant la mobilité desmolécules qui y participent. Par contre, la post-polymérisation n’influence pas le degré de conversionfinal obtenu, et ceci se traduit par des propriétés mécaniques équivalentes après 1 heure pour leséchantillons post-polymérisés et après 24h pour les échantillons n’ayant pas été post-polymérisés. Cesrésultats sont conformes à ceux obtenus par Ferracane.Les propriétés mécaniques de Sinfony sont inférieures à celles de Cristobal+. Ceci est probablementdû à une teneur en charge minérale plus faible pour cette résine.

Il est évident que les fibres renforcent les résines composites de laboratoire, puisqu’uneaugmentation significative de la résistance à la flexion a été observée pour les deux résines étudiées.Lorsqu’on utilise Sinfony, on observe également une augmentation du module d’élasticité. Ceci n’estpas le cas pour Cristobal+. Le module d’élasticité d’un composite dépend des modules d’élasticité deséléments qui le composent. Par conséquent on peut écrire :Ecomposite ÷ Vrésine*Erésine + Vparticules*Eparticules + Vfibres*Efibres

Des relations linéaires entre le module d’élasticité et la teneur en fibres et en particules de verredes échantillons ont été établies. La teneur en charge minérale a été exprimée en pourcentage depoids car ce paramètre est plus facile à mesurer. Une forte corrélation existe entre les modulesd'élasticité des échantillons fabriqués avec Sinfony et leur teneur en fibres. Pour ces échantillons lateneur en fibres représente la moitié de la charge minérale totale. La relation existante entre lesmodules d’élasticité des échantillons fabriqués avec Cristobal+ et leur teneur en fibres est faible etn’est pas statistiquement significative. Probablement la quantité de fibres incorporée dans leséchantillons n’est pas suffisante pour observer un effet sur le module d’élasticité, puisqu’ellecorrespond en moyenne à 25 % de la charge minérale totale.

CONCLUSIONS

Avec une post-polymérisation par la chaleur, les propriétés mécaniques maximales des résinescomposites de laboratoire sont développées plus vite. Il faut au moins 24 heures pour que deséchantillons non-post-polymérisés atteignent des propriétés mécaniques équivalentes à celles deséchantillons post-polymérisés.

Les fibres de verre renforcent les résines composites de laboratoire même si elles ne sont pas pré-imprégnées. Cependant la rigidité du composite obtenu dépend principalement de la nature de larésine. Ainsi la présence de fibres n’influence pas le module d’élasticité de Cristobal+, parce que cetterésine est très chargée et que le volume de fibres incorporées dans les échantillons ne représente que25 % de la charge minérale.




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RÉFÉRENCES BIBLIOGRAPHIQUES1 Smith DC, Recente developements and prospects in dental polymer. J Prosthet Dent 1962 ; 12 :1066

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E. MORTIER (1), D. GERDOLLE (1), B. JACQUOT(2) & M. PANIGHI (1)

(1)- Laboratoire de Physique des Matériaux - Nancy UMR CNRS 7556(2)- Laboratoire de Chimie du Solide Minéral - Nancy UMR CNRS 7555

OBJECTIFS

Évaluer l’absorption d’eau et la solubilité de deux résines composites, d’un ormocer (organicallymodified ceramic), d’un compomère et de leurs adhésifs ainsi que d’un verre ionomère modifié à larésine (VIMR).

MATÉRIAUX, MATÉRIELS ET MÉTHODES

Les matériaux et adhésifs testés sont : le Filtek P60 (résine composite) et le Scotchbond 1 ; leSolitaire 2 (résine composite) et le Gluma One Bond ; l’Admira (ormocer) et l’Admira Bond ; leCompoglass F (compomère) et l’Excite ainsi que le Fuji II LC (VIMR). Cinq disques de chaque matériauet de chaque adhésif sont réalisés selon les recommandations de la norme ISO 4049 (12/1998)(figure 1) à l’aide d’un moule en poly-tétra-fluoro-éthylène de 15 mm de diamètre et de 1 mmd’épaisseur. Les disques sont photo-polymérisés (lampe 3M Curing XL 3 000®) 200 secondes en neufpoints différents par face puis soumis à une première dessiccation à 37°C dans un dessiccateuraccompagnés de silice. Les disques sont pesés quotidiennement à l’aide d’une balance électronique(Denver Instruments M-120®). Lorsque la masse demeure constante (à ± 1µg près), celle-ci est relevéeet notée m1. Les disques sont alors mesurés avec un pied à coulisse électronique (Mitutoyo 500-181U®) et leur volume v est calculé. Puis suit une étape d’immersion durant 168 heures dans 40 mld’eau distillée par disque à 37°C à l’issue desquelles la masse m2 est notée. Enfin une nouvelle étapede dessiccation dans les mêmes conditions que la première est menée jusqu’à obtention d’une massem3 constante. L’absorption d’eau est calculée avec la formule (m2 – m3) / v tandis que la solubilitéest calculée avec la formule (m1 – m3) / v.

Figure 1 : Étapes de la procédure ISO 4049

Les résultats sont analysés statistiquement par des tests de Kruskal-Wallis suivis de tests multiplesde comparaison deux à deux ajustés par Bonferroni.

E. MORTIER, D. GERDOLLE,B. JACQUOT & M. PANIGHI

Absorption d’eau et solubilité de cinqmatériaux de restauration à base de résine

et de leurs adhésifs

68

RÉSULTATS

(dans chaque colonne, des exposants identiques indiquent des résultats non statistiquement différents)

DISCUSSION

L’absorption d’eau et la solubilité sont des propriétés des matériaux d’obturation que l’on ne peutnégliger. La solubilité intervient dans la dégradation des restaurations et dans leur biocompatibilitédu fait de la libération de différentes espèces chimiques. L’absorption d’eau engendre des variationsdimensionnelles, des altérations des propriétés mécaniques (Cattani-Lorente et coll., 1999 ; Musanje etcoll, 2001) et des colorations internes. Aussi ces propriétés sont-elles intéressantes à quantifierpuisqu’elles participent pleinement à l’évaluation de l’aptitude clinique du matériau.L’expérimentation montre une absorption d’eau significativement supérieure pour le Fuji II LCexpliquée surtout par le caractère hydrophile des VIMR. L’eau est en effet susceptible d’être absorbéed’une part du fait de la présence des groupes carboxyles réactifs et d’autre part par les nombreuxgroupes hydrophiles fonctionnels du réseau d’HEMA (Yap, 1996 ; Kanchanavasita et coll., 1997 ; Yap etLee, 1997). Le compomère est le produit qui après le VIMR absorbe le plus d’eau avec une valeurmoyenne néanmoins nettement inférieure ; viennent ensuite par ordre décroissant l’ormocer et lesdeux résines composites. Bien qu’il soit du point de vue chimique quelque peu inexact de vouloircomparer ces mesures du fait de la différence majeure d’hydrophilie / hydrophobie entre ces produits,il apparaît que la capacité d’absorption d’eau est proportionnelle à l’importance de la réaction acido-basique dans les phénomènes de prise (Iwami et coll., 1998). Le compomère, initialement anhydre,connaît une réaction acido-basique secondaire expliquant sans doute cette absorption. Lescomposites et l’ormocer étant dépourvus d’une telle réaction, les différences entre ces matériauxpeuvent s’expliquer de différentes manières. Le taux de charges est un élément prépondérant : plusun matériau est chargé, plus petit est son volume matriciel, moins il peut absorber. Par ailleurs,l’hydrophobie relativement plus importante des monomères constituants est aussi un paramètreimportant (Oysaed et Ruyter, 1986). Le P60 contient des Bis-EMA qui ne présentent pas degroupements hydroxyles disponibles sur les chaînes polymères principales lui confèrent une nature« encore plus hydrophobe » (Yap et coll., 2000). De plus, la nature et la qualité des liens entre lescharges et la matrice importent également : en effet une éventuelle adhésion limitée entre ceséléments peut déterminer des voies de diffusion capillaires acheminant et logeant l’eau (Kalachandra,1989 ; Feilzer et coll., 1990). Certains auteurs indiquent aussi l’influence de bulles accidentellementincluses dans l’obturation comme libérant un volume potentiel d’absorption (Oysaed et Ruyter, 1986).Nos résultats de l’étude de la solubilité vont dans le sens de ce qui est retrouvé dans la littérature : lesrésines composites se solubilisent moins que les VIMR et les compomères (Iwami et coll., 1998). Onrelève que le P60 présente une solubilité deux fois moins importante que celle du Solitaire 2. Iciencore, le taux de charges, leurs natures et leurs liens avec la matrice jouent un rôle essentiel. Le P60ne contient que des charges ZrSiO4 tandis que le Solitaire 2 contient essentiellement des charges deverre Ba-Al-B-F-silicate dont on sait qu’elles sont susceptibles de se solubiliser plus (Soderholm, 1990).Les éléments comme le baryum ajoutés pour augmenter la radio-opacité du matériau se solubilisentégalement aisément (Oysaed et Ruyter, 1986). Cela étant, si le réseau de polymères entourant les

Absorption d’eau et solubilité moyennes (écart-type) en µg.mm-3 (n=5) matériau absorption solubilité adhésif absorption solubilitéAdmira 23,3 (0,8) a 1,2 (0,3) a Admira Bond 106,2 (15,2) a 82,2 (20,8) a

Compoglass F 31,5 (3,2) a 10,0 (2,1) b Excite 273,4 (66,1) b 144,5 (32,8) b

Filtek P60 19,2 (1,0) a 2,4 (1,1) c Scotchbond 1 355,4 (29,7) c 133,6 (12,6) b

Solitaire 2 20,2 (0,4) a 4,9 (0,7) c Gluma One Bond 77,4 (19,0) a 75,9 (13,0) a

Fuji II LC 167,5 (12,4) b 8,3 (0,8) b sans adhésif

Absorption d’eau et solubilité de cinq matériaux de restauration à base de résine et de leurs adhésifs


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charges joue efficacement son rôle protecteur, la solubilité théorique de ces éléments ne se traduitpas par une perte de masse du matériau. En conséquence, un autre facteur déterminant de lasolubilité d’une résine composite est le taux de conversion des monomères : un taux plus faiblefavorise la solubilité (Pearson et Longman, 1989 ; Yap et Lee, 1997, Palmer et coll., 1999). Le corollaireimmédiat de cette remarque est l’importance de la présence de bulles qui, emprisonnant de l’oxygènequi inhibe la polymérisation, diminuent le taux de conversion et facilitent la solubilité. L’Admira estun matériau à base d’ormocers. On peut schématiquement décrire ce type de produit comme étantconstitué d’une charpente inorganique SiO2 recroquevillée en pelote sur laquelle sont greffées desunités organiques polymérisables. Des charges sont incorporées dans cette structure ainsi que de lamatrice résineuse en faible proportion. La faible solubilité de l’Admira peut sans doute s’expliquer parla structure tridimensionnelle complexe pré-établie des ormocers assurant, comme évoqué plus haut,un rôle protecteur vis-à-vis des charges ou des monomères résiduels. Le Compoglass F et le Fuji II LCsont les matériaux présentant la plus haute solubilité. Qu’il s’agisse de VIMR ou de compomères, lasolubilité, dans une certaine mesure, fait partie des qualités requises : ces matériaux constituent unréservoir de fluorures à visée cariostatique potentiellement libérables selon les conditions danslesquelles ils se trouvent. La libération de fluorures est le fait de l’attaque acide initiale sur les chargesde verre fluoro-silicate. Les quantités libérées sont maximales durant la première semaine pourdécroître significativement à 6 mois (Frield et coll., 1997). Les VIMR sont aptes à se recharger au coursd’applications topiques de fluorures. La réaction acide-base des compomères n’apparaissant quesecondairement, la libération de fluorures est significativement plus faible, même si, selon lesfabricants, des particules de petites tailles du type des trifluorures d’ytterbium présentes dans leCompoglass F seraient capables de la majorer.Nous avons évalué l’absorption et la solubilité des adhésifs utilisés en association avec les matériauxd’obturation. En effet, la détermination de la capacité d’absorption et de solubilisation des produits derestauration avec à l’esprit une volonté d’éclairage sur leur comportement clinique perd une partessentielle de son intérêt si l’on ne considère pas le couple matériau / adhésif. Les adhésifs amélo-dentinaires, constitués de monomères résineux, contiennent peu ou pas de charges, le tout se trouvantdans un solvant. Pour surpasser le problème de l’hydrophobie des résines incompatible avec la dentineintrinsèquement humide, soit des monomères résineux modifiés de façon à être amphiphiles, soit desmonomères hydrophiles de type HEMA ont été ajoutés. De ce fait, les adhésifs sont aptes à absorberdes quantités importantes d’eau. Dans notre étude, nous notons effectivement de très hautes valeursd’absorption d’eau. Tous les produits contenant de l’HEMA, c’est vraisemblablement la différence deproportion entre les monomères hydrophiles et les monomères hydrophobes qui explique la fourchettelarge des valeurs relevées. Cette information n’est malheureusement pas disponible auprès desfabricants. Seul le Gluma One Bond, présentant la plus faible des mesures d’absorption, est décritcomme contenant un ratio HEMA / UDMA = 40 / 60. Par ailleurs, le Gluma est le seul adhésif contenantde l'acide 4-META (10 % de son poids) connu pour être amphiphile. On peut penser que les autresproduits contiennent proportionnellement plus d’HEMA. Le Scotchbond 1 qui présente la valeurd’absorption la plus élevée est le seul à contenir de l’eau parmi ses solvants, signant sans doute uncaractère hydrophile global plus affirmé. Par ailleurs, tous les produits comportent des solvants de typeéthanol ou acétone, qui, éliminés par la dessiccation initiale, engendrent vraisemblablement lalibération de volumes disponibles pour l’absorption d’eau distillée. Là encore les proportionsinconnues sont sans doute à l’origine des variations relevées entre les adhésifs. On remarque qu’Excite,seul produit à contenir des charges, ne présente pas de capacité d’absorption plus faible. La quantitéminime de silice dispersée (0,5 % du poids) en est l’explication plausible.La solubilité mesurée est également élevée pour l’ensemble des différents adhésifs. La compositiondu mélange initial est de nature à ne pas favoriser une structure polymère aboutie, laissant denombreux monomères non convertis potentiellement solubles. Mis à part le Gluma One Bond, il estremarquable de noter que les valeurs de la solubilité n’atteignent pas les valeurs de l’absorptiond’eau : l’expansion hygroscopique engendrée n’est pas potentiellement compensée par une perte devolume liée à la solubilisation.



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CONCLUSIONS

• Les matériaux à base de résine n’ont pas le même comportement vis-à-vis de l’eau en fonctionde leur famille d’appartenance. Les composites (P60 et Solitaire 2) présentent l’absorption la plusfaible suivis de l’ormocer (Admira). Le VIMR montre des valeurs d’absorption d’eau significativementsupérieures. L’ormocer a la solubilité la plus faible suivi des deux composites.

• La proportion élevée de monomères hydrophiles (ou amphiphiles) dans les adhésifs est àl’origine des hautes valeurs d’absorption d’eau. L’absence ou la très faible proportion de charges dansles adhésifs augmente cette capacité. La solubilité des adhésifs est inférieure en valeur absolue àl’absorption. Les mouvements de fluides associant la solubilisation à l’absorption sontpotentiellement responsables de l’endommagement des interfaces collées.

• Il s’avère que les valeurs d’absorption / solubilité des seuls matériaux de restauration sontinsuffisantes pour rendre compte des phénomènes interfaciaux. L’expérimentation présente montreque les adhésifs contribuent de manière importante à ces phénomènes. La détermination de lacapacité d’absorption et de solubilisation des produits de restauration avec une volonté d’éclairagesur leur comportement clinique perd une part essentielle de son intérêt si l’on ne considère pas lecouple matériau / adhésif.


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B. TERRIÉ (1), P. SHARROCK (2) & G. GRÉGOIRE (1)

(1)- Laboratoire Interactions Biomatériaux/Tissus Bucco-Dentaires UFR D’Ontologie-ToulouseIII(2)- IUT Chimie Unuiversité Paul Sabatier Toulouse III

La prophylaxie de la carie fait depuis longtemps une large place à l'action de l'ion fluor. Cetteaction s'exerce de deux manières :- pendant l'amélogénèse, l'apport de fluor par voie systémique (eau de boisson fluorée, sel, lait, farines…fluorés, prescriptions médicamenteuses) à la bonne dose (0,05 mg/Kg/jour selon les recommandationsde l'O.M.S.) induit la formation au sein des cristaux d'apatite de l'émail, de fluoroapatite. Leur solubilitése situe autour de pH 4,6, alors que celle de l'hydroxyapatite débute à pH 5,5.- après l'émergence des dents, surtout pendant la phase de maturation de l'émail (caractérisée parl'élimination de la majeure partie des protéines matricielles qui induisent des porosités au sein del'émail), mais aussi tout au long de la vie de la dent en contact permanent avec le milieu salivaire etbactérien, l'action topique du fluor devient essentielle : lors des phénomènes de déminéralisation-reminéralisation de la surface amélaire, le fluor peut s'incorporer à l'émail, le rendant ainsi moinssoluble en milieu acide. Le relargage des ions fluorures a également une action enzymatiqueantibactérienne, augmentant l'action cario-prophylactique du fluor.

Face à des situations cliniques particulières où le risque carieux est accru (puits et fissures chez lejeune enfant, collage de verrous orthodontiques chez l'adolescent, lésions carieuses radiculaires despersonnes âgées) de nombreux fabricants ont été amenés à incorporer des ions fluor au sein desmatériaux de collage ou de restauration.

Kawai K., Tantbirojn D., Kamalawat A.S. et coll. (6) ont étudié en 1998 la libération du fluorcontenu dans trois composites et ont noté que la quantité de fluor diffusé augmentait rapidementpendant 48 h, puis diminuait jusqu'à atteindre un plateau.Hicks J., Flaitz C.M., Garcia-Godoy F.,(4) en 2000, comparent un sealant relargant du fluor à un sealanttraditionnel lors de la formation in vitro de lésions carieuses, et constatent que l'apparition des cariesest moins importante lors de l'utilisation d'un sealant contenant du fluor.Eronat N., Kocatas N., et Alpöz A. R.(1) réalisent en 1999 une étude comparative sur l'incorporation dufluor au niveau de l'émail : les verres ionomères semblent assurer un apport de fluor au niveau del'émail de dents permanentes supérieur à celui apporté par des agents de liaison amélo-dentinaireschargés en fluor.

OBJECTIFS

Quantifier les ions captés par l’émail mis en contact avec des CVI lors du collage de verrousorthodontiques. Dans une précédente étude, LAVERNHE P., GREGOIRE G., MILLAS A., ESCABASSE A.,SHARROCK P. (7) ont mis en évidence la migration à la surface de l’émail d’ions strontium et fluor. Àcause des variations naturelles de concentration de fluor dans l’émail, il n’a pas été possible dedéterminer statistiquement la différence entre les dents traitées par le CVI et les dents témoins. Lapremière partie de l'étude vise à valider le protocole ; la deuxième partie compare la concentrationde fluor dans l'émail en contact avec un CVI pendant des durées de 48 heures, 7 jours et 30 jours.

B. TERRIÉ, P. SHARROCK, & G. GRÉGOIRE

Captation par l’émail humain d’ions fluoruresrelargués par des CVI : Étude in vitro

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Pour la première partie de l'étude, 30 prémolaires saines extraites pour des raisonsorthodontiques chez des enfants de 11 à 14 ans sont réparties aléatoirement en trois groupes A, B etC. L’émail vestibulaire et lingual de chaque dent est prélevé par section au disque diamanté (Kometréf.919.104.220). La dentine est éliminée par usure au moyen d’un instrument diamanté (Kometréf.6368.314.023). Les coquilles d’émail obtenues sont réduites en poudre par fragmentation à hautepression (Presse EUROLABO-10 tonnes) à température ambiante, puis tamisées pour obtenir unepoudre de granulométrie connue (entre 100 et 250 micromètres). Cette poudre permet l’analyseglobale de l’émail (calcium, strontium et fluor). Pour chaque dent, 100 mg de poudre d’émailvestibulaire sont immergés dans une solution fluorée : solution à 10 ppm pour le groupe A, 100 ppmpour le groupe B et 1000 ppm pour le groupe C. La solution fluorée est éliminée au bout d’une, deuxet trois semaines, la poudre est ensuite dissoute dans une solution d’acide nitrique à 50 %.

Pour la deuxième partie de l'étude, des verrous orthodontiques ont été collés avec un CVI (Fuji-ortho LC II - GC, TOKYO, JAPAN) sur la face vestibulaire de 30 autres prémolaires saines extraites pourdes raisons orthodontiques chez des enfants de 11 à 14 ans. Les racines sont vernies et les dentsconservées dans de la chloramine à 1 % pendant 48 heures, 7 jours, 30 jours. Les verrous sont déposéset le CVI éliminé par polissage.

Les fragments d’émail vestibulaire (en contact avec le CVI) et d’émail lingual (témoin) sontprélevés, chaque fragment est pesé à l'aide d'une balance de précision 0,00001. Le morceau d'émailest dissout dans 1 ml de solution d'acide nitrique à 70 %. Une fois dissout, on neutralise par 1 mld'une solution de NaOH à 30 %, puis on ramène le pH à 5 en ajoutant 1 ml de tampon TAFIC. Onrajoute enfin 7 ml d'eau pure (c’est-à-dire totalement dépourvue d'ions afin de ne pas fausser lesmesures) pour obtenir un volume total de solution à analyser de 10 ml.

La quantité de fluor contenu dans l’émail est déterminée par ionométrie au moyen d’uneélectrode à membrane sélective spécifique “fluor” (membrane type PF4-L dont la limite de détection estde 10-7 mol/l. - ION METER LPH 530T, TACUSSEL). Avant chaque série de mesures, l'électrode estétalonnée par des solutions de concentrations connues de 0.05, 0.1, 1, 10, 20, 100 et 1 000 ppm. Aprèsquelques minutes nécessaires à la stabilisation du courant, celui-ci peut être lu directement en mVsur l'écran du ionomètre, et permet de calculer la concentration de l'élément fluor.

Captation par l’émail humain d’ions fluorures relargués par des CVI : Étude in vitro


73

RÉSULTATS

Les résultats de la première expérimentation montrent (tableau 1) que la quantité de F- adsorbéepar 100 mg d’émail est à peu près identique pour un vieillissement de 7 jours et 21 jours pour desconcentrations de 10 ppm et 100 ppm mais pour des concentrations élevées (1 000 ppm) la quantitéde F-adsorbée par l’émail augmente avec le vieillissement.

Tableau 1 : Quantité de Fluor absorbé sur 100 mg d’émail

Les résultats de la deuxième expérimentation montrent un accroissement de la concentration enfluor dans l'émail en contact avec le CVI de collage. La captation du fluor est variable d'une dent àl'autre. Elle paraît importante dans les premières 48 heures et au bout de 7 jours (Tableaux 2 et 3).La différence entre les échantillons et leur témoin semble plus faible à un mois (Tableaux 4 et 5).

Tableau 2 : Teneur en Fluor de l’émail en contact avec un CVI pendant 48 h

Tableau 3 : Teneur en Fluor de l’émail en contact avec un CVI pendant 7 jours



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Tableau 4 : Teneur en Fluor de l’émail en contact avec un CVI pendant 1 mois

Tableau 5 : Moyenne des concentrations en Fluor de l’émail en contact avec un CVI

DISCUSSION

L'étude se poursuit par un dosage dans les mêmes conditions à 90 jours, et permettra de mieuxpréciser la cinétique de captation du fluor par l'émail humain mis en contact direct avec un CVI.D'autres études sont nécessaires pour vérifier qu'il n'y a pas de relargage secondaire du fluor soit versla solution où chaque échantillon est conservé, soit vers la dentine. D'autres techniques d'analyseschimiques sont envisagées : l'absorption atomique de flamme donne un pic nitrates qui masque lepic fluor ; l'électrophorèse capillaire est quant à elle rendue difficile par la viscosité de la solution àanalyser.



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I. KHAIROUN (1), P. WEISS (1), G. DACULSI (1), A. JEAN (1) & J-M BOULER (1)

(1) INSERM 99-03, Faculté de Chirurgie Dentaire, Nantes

INTRODUCTION

En chirurgie de reconstruction orthopédique ou maxillo-faciale, face à un défaut osseux, lechirurgien peut avoir recours soit à des greffes (auto, allo, xénogreffes), soit à des matériaux desubstitution. Cependant, en cas de greffe, des inconvénients tels que les risques de rejet doivent êtrepris en compte.

Avec l’utilisation des biomatériaux de substitution (suspensions ou ciments phosphocalciques dephosphates de calcium), la reconstitution des lésions osseuses a connu un essor considérable 1-5. Cescomposés ont permis de limiter les problèmes d’intolérance posés par les greffes osseuses. Utilisés enchirurgie humaine, ils ont pour vocation d’interagir avec les systèmes biologiques afin de restaurer oud’améliorer leur performance. Pour éviter tout phénomène de rejet par l’organisme, ces biomatériauxdoivent être avant tout biocompatibles. De plus, ils doivent satisfaire à des propriétés physico-chimiques appropriées au site d’implantation, c’est-à-dire des propriétés plus proches possibles decelles du tissu osseux ou du moins correspondant à l’emploi que l’on attend d’eux.

Les matériaux injectables à usage biomédical présentent des caractères communs (composition etpropriétés physiques) avec des matériaux industriels, tels les ciments, les barbotines et lescéramiques. Ces similitudes suggèrent d’utiliser les concepts et technologies déjà bien établis dans lesindustries cimentières et céramiques pour développer de nouveaux biomatériaux. L’objectif de cettecommunication est de définir les caractères généraux des matériaux injectables, de montrer commentces caractères sont influencés par la nature et les caractéristiques de leurs constituants, et enfind’indiquer les voies ouvertes par les manipulations de ces caractéristiques pour la conception et ledéveloppement de nouveaux biomatériaux injectables.

FONCTIONS ET CARACTÈRES D’UN BIOMATÉRIAU OSSEUX INJECTABLE

La conception d’un nouveau biomatériau injectable nécessite d’abord la définition précise de sesfonctions. Celles-ci devront être traduites en termes de propriétés physiques, chimiques et biologiquessouhaitées pour le matériau considéré. La tâche de l’ingénieur sera alors de chercher les meilleurescombinaisons possibles de ces matières et d’optimiser leurs conditions de mise en forme. Un biomatériauinjectable peut répondre à divers besoins cliniques, tels que le comblement temporaire ou définitif d’undéfaut osseux, le renforcement de l’os, la reconstitution du tissu osseux, ou encore l’introduction desubstances médicamenteuses. Il est souhaitable que plusieurs de ces fonctions soient remplies par un seulmatériau. La biofonctionnalité du matériau est assurée par un ensemble de caractères physiques etchimiques du matériau en place, tels que la porosité, les propriétés mécaniques, réactivité chimique(solubilité, résorption in vivo) et ostéogénicité (aptitude à favoriser la repousse osseuse).

I. KHAIROUN, P. WEISS, G. DACULSI, A. JEAN & J-M BOULER

Biomatériaux injectables : rhéologie etapplications odontologiques en site osseux

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CONSTITUANTS DES BIOMATÉRIAUX INJECTABLES

Les matériaux injectables sont en général composés d’une charge minérale dispersée dans unsolvant (eau ou solvant organique) ; on y ajoute diverses substances, le plus souvent organiques(surfactants, liant et plastifiant), afin de contrôler la stabilité, la consistance et les propriétésmécaniques finales du mélange.

charge minérale : c’est le constituant principal du matériau. Sa nature chimique dépend del’application envisagée : si la repousse osseuse est souhaitée, les orthophosphates de calcium serontgénéralement indiqués. La charge minérale est caractérisée par sa microstructure, qui comprend lamorphologie des grains et leur granulométrie : celle-ci pourra affecter de manière déterminantel’injectabilité et les propriétés finales du matériau.phase liquide vectrice : elle sert de véhicule à la charge minérale pendant l’injection, et confère aumatériau la fluidité nécessaire. Dans le cas de ciments phosphocalciques, la phase liquide joue le rôlede milieu réactionnel permettant la dissolution (lente ou rapide) des réactifs de départ, jusqu’àsursaturation de la solution en produit intermédiaire ou final, moins soluble que les réactifs dedépart, qui va précipiter.

RHÉOLOGIE DES MATÉRIAUX INJECTABLES

La rhéologie est la science qui s’intéresse aux déformations de la matière sous l’effet de contraintesmécaniques. Des caractères tels que la fluidité, la viscosité, la plasticité et le seuil de déformationplastique des matériaux relèvent de la rhéologie. Pour pouvoir être injecté ou moulé, un matériaudoit présenter un comportement rhéologique adéquat, qui dépendra de nombreux facteurs tels quele rapport solide / liquide, la composition du liquide (nature du solvant, concentration en liants etsurfactants), mais aussi des caractéristiques géométriques des particules en suspension (morphologie,granulométrie) 6-7. D’une manière générale, le comportement rhéologique d’un mélange poudre-liquide varie en fonction de la quantité de liquide ajouté. Pour des volumes liquides faibles, lemélange ne présente aucune cohésion ; à partir d’un certain volume, appelé limite plastique, lemélange devient cohérent, et se déforme plastiquement au-delà d’un certain seuil de contrainte(consistance de la pâte à modeler) ; au-delà de cette limite, l’augmentation du volume de liquideassoupli progressivement la pâte, jusqu’à ce qu’elle prenne la consistance d’un fluide : on atteint alorsla limite liquide du matériau. Les limites plastique et liquide, ainsi que l’intervalle de plasticité sontles caractéristiques importantes d’un système poudre-liquide. Elles sont très sensibles auxcaractéristiques géométriques de la poudre et à son interaction avec le milieu dispersant.

CONCLUSION

Le développement de nouveaux biomatériaux injectables est un processus complexe. Lecomportement et les propriétés finales d’un tel matériau résultent de l’interaction de nombreuxfacteurs physiques et chimiques : il est difficile de les optimiser sans une connaissance profonde desphénomènes mis en jeu. Les matériaux injectables présentent une grande variété de comportements,modifiables en jouant sur les caractéristiques physiques et chimiques de leurs constituants de base,sur leurs proportions et sur les conditions de leur mise en œuvre. La mise au point de biomatériauxinjectables répondant à un cahier des charges précis paraît donc faisable sur base des connaissanceset des techniques disponibles.

Biomatériaux injectables : rhéologie et applications odontologiques en site osseux


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Biomatériaux injectables : rhéologie et applications odontologiques en site osseux


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M. CATTANI-LORENTE (1), P. PAYOT (2), C. GODIN (1),S. BOUILLAGUET (1), J. FORCHELET (2) & J-M. MEYER (1)

(1) Ecole de Médecine Dentaire, Université de Genève(2) EI.VD, Yverdon-les-Bains, Suisse

INTRODUCTION

La réaction de polymérisation de la plupart des résines composites est activée par la lumière.L’efficacité de polymérisation est mesurée par le degré de conversion monomère-polymère (DC) [1,2].L’obtention d’un DC élevé est recherchée, car il existe une corrélation entre ce paramètre et lespropriétés mécaniques du composite [3]. Le DC dépend principalement du photo-initiateur et de sonefficacité à générer des espèces réactives. La camphroquinone (CQ) est l’initiateur le plus souventutilisé. Elle peut être employée seule ou combinée à d’autres diones telles que la phénylpropanedione(PPD) ou la butanedione (BD) [4]. Ces molécules absorbent la lumière à des longueurs d’ondedifférentes. Le maximum du pic d’absorption se situe à 468 nm pour la CQ, à 393 nm pour la PPD età 418 nm pour la BD. Pour activer ces molécules, il faut donc leur fournir de l’énergie lumineuse dansun domaine de longueur d’onde déterminé. C’est pourquoi les caractéristiques de la sourcelumineuse influencent l’étendue la réaction de polymérisation des résines composites.L’objectif de cette étude était de caractériser trois sources de lumière et de comparer leur efficacité àpolymériser une résine composite. Pour caractériser les sources, l’éclairement énergétiqueEe (mW/cm2) a été mesuré. Afin de comparer l’efficacité des lampes, la profondeur de polymérisationet la dureté d’un composite ont été mesurées.


Les lampes testées étaient : l’ARC plasma Flipo (Lokki), l’halogène Elipar Trilight (3M-ESPE) et la DELElipar Freelight (3M-ESPE).L’éclairement énergétique Ee a été mesuré en utilisant un spectrophotomètre à fibre optique (AvantesAVS-USB2000). Deux types de mesures ont été effectués. D’abord, l’éclairement énergétique a étéenregistré pour chaque longueur d’onde dans l’intervalle compris entre 350 nm et 600 nm, afind’obtenir les spectres d’émission des lampes. Ensuite des valeurs globales Ee ont été mesurées pourdeux domaines de longueur d’onde : 1) de 350 nm à 600 nm et 2) de 450 nm à 490 nm. Toutes lesmesures optiques ont été effectuées dans une chambre noire. Les différentes sources lumineuses ontété placées sur un banc optique faisant face au détecteur du spectrophotomètre. La distance entre lasource et le détecteur variait entre 5.2 et 20 cm. Le calibrage du spectrophotomètre a été vérifié enutilisant une source de sodium standard.Des échantillons cylindriques de 4 mm de diamètre et 4 mm de hauteur en composite Surefil(DeTrey/Dentsply) ont été polymérisés dans un moule en PVC opaque. La polymérisation a étéeffectuée avec des temps d’exposition de 10 s, 20 s et 40 s pour les lampes halogène et DEL et de 1 s,2 s, 3 s, 5 s et 10 s pour la lampe ARC Plasma. La profondeur de polymérisation Dp a été mesurée avecun micromètre, après avoir éliminé le composite non-polymérisé. Trois échantillons ont été mesuréspour chaque condition expérimentale. Les échantillons ont été ensuite sectionnés parallèlement àl’axe principal, afin de mesurer la dureté à des profondeurs comprises entre 0 mm et 4 mm. La duretéVickers a été mesurée avec un micro-duromètre Hauser. Pour chaque mesure, cinq indentations ontété effectuées en appliquant une masse de 500 gr.

M. CATTANI-LORENTE, P. PAYOT, C. GODIN, S. BOUILLAGUET, J. FORCHELET & J-M. MEYER

Caractérisation et efficacité de trois lampesà polymériser

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RÉSULTATS

Les spectres d’émission des lampes, mesurés à 5,2 cm de la source, sont présentés dans la figure 1.À partir des valeurs globales Ee mesurées à différentes distances de la source, le flux énergétique émisI (W) a été calculé en utilisant l’équation Ee= I/d2 (eq. 1). Pour chaque lampe, la valeur Ee au contacta été calculée en divisant le flux énergétique I par la surface du guide d’onde de la lampe. Ces valeurssont données dans la tableau 1 pour les deux intervalles de longueur d’onde sélectionnés. Les valeursEe[350-600] ont été comparées avec les valeurs fournies par les fabricants (Ee*). Selon le type delampe, des différences ont été observées. L’énergie E émise par les sources a été calculée en utilisantl’équation E= I.t (eq. 2). Les valeurs d’énergie sont données dans la tableau 2 pour les deuxintervalles sélectionnés.L’épaisseur polymérisée Dp est donnée dans la tableau 2, pour chaque condition expérimentale.L’épaisseur maximum polymérisée (~4mm) a été obtenue après une illumination de 10 s avec lalampe ARC plasma et de 20 s avec les lampes halogènes et DEL. La dureté du composite diminue enfonction de l’épaisseur de l’échantillon et du temps d’exposition (Figure 2). Sur une épaisseur de~1mm, une dureté comparable a été mesurée quel que soit le temps d’exposition et la sourcelumineuse utilisée.

Tableau 1 : Valeurs calculées de l’éclairement énergétique Ee (mW/cm2) au contact avec les lampes pour les deux domaines de longueur d’onde sélectionnés.

Ee* correspond aux valeurs fournies par les fabricants.

Tableau 2 : Énergie ( J) émise dans les intervalles de longueur d’onde sélectionnés etprofondeur de polymérisation Dp (mm) pour chaque condition d’exposition.

Une analyse de variance (p<0.05) montre que les valeurs Dp marquées avec la même lettre ne sont pas de différentes.

t (s) E [350-600] (J) E [450-490] (J) Dp (mm)ARC Plasma 1 0.54 0.23 2.19 (0.01) a, b

2 1.07 0.47 2.34 (0.02) b3 1.61 0.7 2.79 (0.11) c5 2.68 1.17 3.04 (0.16) d10 5.37 2.34 4.17 (0.01) g

halogène 10 3.1 1.39 3.58 (0.14) f20 6.2 2.79 4.15 (0.02) g40 12.4 5.58 4.17 (0.01) g

DEL 10 0.75 0.65 3.36 (0.08) e20 1.49 1.3 4.05 (0.02) g40 2.99 2.6 4.17 (0.01) g

Ee (450-490) Ee (350-600) Ee*ARC Plasma 544 1 330 1 600Halogène 297 818 800

DEL 151 177 400

Caractérisation et efficacité de trois lampes à polymériser


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Figure 1 : Spectres des sources lumineuses. L’éclairement énergétique pour chaque longueur d’onde entre 350 nm et 600 nm a été mesuré à 5,2 cm de distance.

À cette distance, la valeur Ee globale mesurée dans l’intervalle entre 350 et 600 nm est de 20 mW/cm2

pour la lampe ARC plasma, de 12 mW/cm2 pour la lampe halogène et de 2,8 mW/cm2 pour la lampe DEL.

Cette valeur correspond à la surface sous la courbe du spectre lumineux.



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Figure 2 : Dureté [HVN] en fonction de l’épaisseur (mm).

a) lampe ARC Plasma

b) lampe halogène

c) lampe DEL



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DISCUSSION

Pour caractériser les sources lumineuses, nous avons choisi de mesurer l’éclairement énergétiqueEe, qui représente la densité de flux énergétique reçu par une surface unitaire. Idéalement Ee auraitdû être mesurée en contact direct avec la source lumineuse. Pour éviter la saturation du détecteur duspectrophotomètre (4 MW/cm2), nous avons opté pour des mesures à distance. La loi de la distance aucarré (eq 1) définit la relation entre l’éclairement énergétique d’une source ponctuelle et la distanceà laquelle la mesure est effectuée. Dans ce travail, la distance minimum a été calculée de manière àce qu’elle soit supérieure à 5 fois le diamètre de la source. Dans ces conditions, les sources peuventêtre considérées comme ponctuelles et l’équation 1 peut être appliquée pour calculer la puissance ouflux énergétique I de la lampe.À partir du flux énergétique, les valeurs Ee au contact avec la lampe ont été calculées. Pour la lampeDEL, une différence importante entre la valeur donnée par le fabricant et la valeur calculée Ee(350-600) a été observée. Cette divergence n’a pas pu être expliquée de manière satisfaisante. Cependant,le flux énergétique obtenu pour cette lampe est du même ordre de grandeur que ceux mesurés parParr et Rueggeberg [5] pour d’autres sources DEL commerciales. Dans ce travail, les mêmes conditionsexpérimentales ont été utilisées pour caractériser les trois sources lumineuses, par conséquent unecomparaison entre les paramètres mesurés est possible.Cook [6] a montré que l’épaisseur polymérisée dépend de l’intensité de la lumière incidente, et dutemps d’exposition. Pour chaque condition expérimentale, l’énergie E émise par les sourceslumineuses a été calculée (eq 2). Deux intervalles de longueur d’onde λ différents ont été considérés.Le premier couvre la totalité des spectres d’émission (350-600 nm). Le deuxième (450-490 nm)correspond au domaine de longueur d’onde où la camphroquinone absorbe plus efficacement lalumière [7]. Le rapport entre E450-490 et l’énergie totale E350-600 est de 85 % pour la lampe DEL, 41 %pour la lampe ARC plasma et 36 % pour la lampe halogène. Une relation a été établie entre laprofondeur maximum polymérisée Dp et l’énergie : Dp = a [1-exp(-b Eλ)]. Lorsque l’énergie émisedans l’intervalle 450-490 nm est considérée, il existe une bonne corrélation entre ces deux paramètres(a : 4.06 ; b : 2.08 ; r : 0.88 et se : 0.38). Ceci indique que l’épaisseur de composite polymérisé dépendde la quantité d’énergie absorbée par l’initiateur, plutôt que de l’énergie totale émise par la sourcelumineuse. En utilisant cette relation, on peut calculer l’énergie nécessaire pour obtenir uneprofondeur de polymérisation de 4 mm, qui est de 2.03 (J). Cette valeur serait obtenue avec un tempsd’exposition lumineux d’environ 9 s avec la lampe ARC Plasma, de 15 s avec la lampe halogène et 31 savec la lampe DEL.

CONCLUSIONS

Lorsqu’on évalue l’efficacité d’une lampe à polymériser, il faut considérer la quantité d’énergieabsorbée par le photo-initiateur. Cette quantité d’énergie représente une fraction de l’énergie totaleémise. Dans le cas où la camphroquinone serait utilisée pour activer la réaction de polymérisation, lerapport entre l’énergie absorbée et l’énergie émise est beaucoup plus favorable pour la lampe DEL.

L’énergie émise par une source lumineuse dépend simultanément de la puissance de la source etdu temps d’exposition à la lumière. La lampe DEL est moins puissante que les lampes halogène et ARCPlasma. C’est pourquoi pour obtenir la même profondeur de polymérisation, un temps d’illuminationplus élevé est nécessaire avec cette lampe.



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C. CHARTON (1), C. G’SELL (1) & M. PANIGHI (1)

(1) Laboratoire de Physique des Matériaux - Nancy UMR CNRS 7556

INTRODUCTION

Dès les années 70, BRANNSTRÖM (1) a montré que la perte d'étanchéité interfaciale semblait plusnocive pour le complexe dentino-pulpaire que la nature éventuellement toxique du matériaurésineux lui-même. Cette intégrité interfaciale est intimement liée à la contraction de réticulation,mais, lors d'un collage efficace, cette contraction prend la forme de contraintes susceptibles deséparer le composite des parois cavitaires. Pour certains auteurs (2), ces contraintes sont au cœur dela problématique interfaciale.

On a donc cherché à diminuer ces contraintes par différents moyens et en particulier en contrôlantle mode de réticulation. En outre, il semblerait que la photopolymérisation séquentielle ("soft-startpolymerization"), qui correspond à une augmentation graduelle de l'intensité lumineuse sur lespremières secondes d'irradiation, pourrait limiter ces contraintes en laissant au réseau matriciel plusde temps pour d'établir sa relaxation visco-élastique (3).

OBJECTIFS

L'objectif de cette étude est tout d'abord de mettre au point un système de mesure in vitro descontraintes de contraction de polymérisation dans une géométrie confinée. Puis d'évaluer l'effet d'unnouveau mode de photopolymérisation séquentiel - la photopolymérisation exponentielle ("rampedphotopolymerization") - sur les contraintes de contraction de sept produits commerciaux : Solitaire1,Solitaire21, Renew2, Aelitefil2, Tetric Ceram3, Z1004 et AP-X5. En comparant deux modesd'exposition, on observe s'il existe des différences entre les contraintes de contraction de chacun desproduits testés. Dans le but d'évaluer l'effet d'échauffement imposé par la lampe à photopolymériser,l'analyse des contraintes de dilatation / contraction thermique des mêmes matériaux polymérisés,sous des modes identiques d'insolation, a également été réalisée.

MÉTHODES EXPÉRIMENTALES

Une machine d'essais mécaniques enregistre, pendant 400 secondes, les contraintes decontraction de cylindres de composites (∆ = 6 mm ; h = 2 mm ; C = 1,5) sous deux modesd'irradiation :

- Standard 60s (800 mW/cm-2).- Exponentiel 60s (150 mW/cm-2 de 1 à 15 secondes, puis 800 mW/cm-2 au-delà).Cinq essais sont réalisés pour chaque mode d'insolation. À partir de diagrammes

contrainte/temps, on calcule les valeurs suivantes :

1 HERAEUS KULZER (Heraeus kulzer Inc, Wehrheim, Allemagne2 BISCO (Itasca, Illinois 60143, USA)3 VIVADENT (Vivadent Ets, FL – 9494 Schaan, Liechtenstein)4 3M (Saint Paul, Minnesota 55101, USA)5 KURARAY (Kuraray Compagny, 530-8611 Osaka, Japon)

C. CHARTON, C. G’SELL & M. PANIGHI

Intérêt du Mode de PhotopolymérisationExponentiel sur les Contraintes deRéticulation de Résines Composites

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• de polymérisation post-gel (VPP).• de contraction maximum (CCM).• de dilatation thermique maximum (CDTM).

Un test-T de STUDENT multiple pour échantillons indépendants de Bonferroni (a<0,05) a permisd'évaluer l'influence des matériaux sur les résultats. L'influence globale du mode d'irradiation sur lesrésultats a été calculée par un test t de STUDENT pour deux séries appariées (a<0,05). Enfin, un testde corrélation simple (a<0,05) est mis en place pour établir si VPP et CDTM influencent les CCM.

RÉSULTATS

- Quel que soit le mode d'insolation, les CCM maximums sont enregistrées pour Aelitefil et Solitairequi sont significativement plus élevées que celles de Renew et de Solitaire2. AP-X et Z100 montrentles valeurs de contraintes les plus faibles.

- Pour tous les produits, le mode Exponentiel diminue les vitesses de polymérisation et les CCM defaçon statistiquement significatives.

- Il n'y a pas de corrélation entre VPP, CDTM et CCM.- Solitaire montre une réticulation incomplète dès le mode Standard 60s.

DISCUSSION

Les matériaux émettant des contraintes de contraction faibles sont les plus chargés, les plus rigideset les plus stables en contraction volumique. Le mode de photopolymérisation Exponentiel diminuesensiblement les contraintes de contraction car il optimiserait les propriétés de relaxationviscoélastique du réseau (3). Cependant, les valeurs de contraintes de contraction sont essentiellementliées au ratio matrice / charge (4) mais aussi à la composition de la matrice. Sa souplesse (grâce àl'adjonction de diluants à chaînes longues et flexibles comme le TEGDMA par exemple) améliore lespropriétés visco-élastiques du matériau donc l'évacuation des contraintes. Les monomèrestétrafonctionnels de haut poids moléculaire (bis-GMA et UDMA) au squelette volumineux et à laflexibilité limitée augmentent la compacité des structures formées et réduisent la mobilitémoléculaire. Ils engendreraient des contraintes plus fortes à cause de capacités de relaxationviscoélastique limitées.

Le secret de la diminution effective des contraintes de contraction réside dans le contrôle de lachimie du matériau et non de sa vitesse de réticulation (5).

CONCLUSIONS – PERSPECTIVE

Les contraintes de contraction peuvent être diminuées de façon extrinsèque en améliorant lescapacités de relaxation viscoélastique du réseau pendant la réticulation à l’aide d’unephotopolymérisation séquentielle ou en réduisant la concentration en agent initiateur / agentréducteur (6). Cependant, il nous paraît primordial d'insister sur le fait que le moyen le plus efficacepour diminuer ces contraintes et améliorer l'étanchéité interfaciale des résines composites, estd'opérer un choix raisonné de la composition du produit, notamment en ce qui concerne le taux decharges qui doit être le plus élevé possible et aussi la chimie de la matrice (adjonction de monomèresà chaîne longue et souple, de solvant ou de diluants réactifs ; limitation de la proportion demonomères plurifonctionnels) en respectant les impératifs de biocompatibilité et de résistancemécanique.

Intérêt du Mode de Photopolymérisation Exponentiel sur les Contraintes de Réticulation de Résines Composites


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Dans le futur, il nous semble nécessaire d'envisager le développement d'autres voies derecherches :

- travailler en spectrométrie de relaxation mécanique pour évaluer les capacités viscoélastiquesdes matériaux.

- réaliser des essais sur des matériaux dont le ratio matrice / charge en poids est identique maisdans lesquels :

• la forme et le volume des charges sont différents, ce qui permet une analyse de l'influencedes charges sur les contraintes de contraction.

• le type et la proportion de monomères sont différents, ce qui permet une analyse del'influence de la matrice sur les contraintes de contraction.

- travailler avec une cellule de force plus adaptée aux contraintes faibles enregistrées dans le cadrede notre étude (cellule de force de 1 kN).

- rechercher un meilleur contrôle du protocole expérimental et en même temps évaluer l'effet dela température sur les contraintes de contraction, par des expérimentations en chambrethermostatée.

- mesurer le degré de conversion par spectroscopie infrarouge à transformée de Fourrierparallèlement à chaque mode d'insolation pour contrôler si le taux de réticulation est identique entrechaque produit.


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The hydrodynamics of the dentin : its possible relationship to dentinal pain.

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Polymérisation shrinkage and polymérisation shrinkage stress in polymer-based restoratives.

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Intérêt du Mode de Photopolymérisation Exponentiel sur les Contraintes de Réticulation de Résines Composites


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B. PELISSIER (1), E. CASTANY (1), N. DE SOUFFRON (2) & F. DURET (3)

(1) UFR d'Ondotologie de Montpellier I, (2) Ingénieur des Mines d'Alès, (3) Nippon Dental University, Niigata, Japon

INTRODUCTION

Actuellement, il est nécessaire de restaurer une cavité couche par couche avec des incrémentstoujours inférieurs à 2 mm d'épaisseur pour une lampe halogène et des incréments de 1 mmd'épaisseur pour une lampe type plasma (1, 2, 6, 7, 9, 12). L'intérêt de la technique de stratificationest de permettre, à chaque apport successif de composite, une polymérisation complémentaire de lacouche précédente. L’évolution de la technologie LED (3, 4, 8, 10, 13) montre des résultats de duretéintéressants avec des mesures de dureté voisines des lampes halogènes. La lampe GC-e-light® permetmême d’obtenir des valeurs plus homogènes en profondeur (11). Cette étude a pour but d'évaluer lamicrodureté (5) de 2 matériaux composites de restauration dentaire. Donc de connaître l'influence dela photopolymérisation en profondeur utilisant des lampes à diodes électroluminescentes (LEDs).


Des échantillons (figure n°1) de Z100 MP® et de GC Unfil S® sous forme de pastilles de 8 mm dediamètre et de différentes épaisseurs (1, 2 et 3 mm) ont été insolés avec 2 lampes à diodesélectroluminescentes (GC e-light® de GC et Aquablue® de Toesco) (photo n°1) (figure n°2) pendant 9secondes à pleine puissance lumineuse. Les mesures de microdureté Knoop immédiate ont étéeffectuées avec un microduromètre Leica VMHT 30 avec une charge de 50 grammes pendant 10secondes. Les mesures ont été relevées sur le côté opposé à l'insolation à différents points suivant undiamètre (0,5 mm ; 2 mm ; 4 mm ; 6 mm ; 7,5 mm) et ceci à différentes épaisseurs (1 ; 2 ; 3 mm). 5pastilles par matériau ont été réalisées pour chaque épaisseur lors des relevés des mesures demicrodureté Knoop.

Figure 1 : échantillon de composite et points de mesure de dureté Knoop

B. PELISSIER, E. CASTANY, N. DE SOUFFRON & F. DURET

Évaluation de l'efficacité de laphotopolymérisation led de 2 matériaux

composites

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Photo n°1 : Lampes LEDs

Figure 2 : Spectres d’émission des 2 lampes LED utilisées

Évaluation de l'efficacité de la photopolymérisation led de 2 matériaux composites


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REPRÉSENTATION DE LA DURETÉ D’UN VOLUME DEMATÉRIAU COMPOSITE DURCI PAR LES LAMPES LEDS (GC-E-

LIGHT® ET AQUA BLUE®) DE PHOTOPOLYMÉRISATION

Échelle de valeur Dureté Knoop Composite : GC Unifil S A4



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Coupe centrale d’un échantillonFigure n° 3 : Visualisation de la profondeur de polymérisation du GC unifil®



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REPRÉSENTATION DE LA DURETÉ D’UN MATÉRIAU COMPOSITEDURCI PAR LES LAMPES LEDS (GC-E-LIGHT® ET AQUA BLUE®)

DE PHOTOPOLYMÉRISATION

Échelle de valeur Dureté Knoop Composite : 3M Z100 A3.5

Figure 4 : Visualisation de la profondeur de polymérisation du Z100MP®

Les deux matériaux montrent des différences de dureté entre eux, suivant les épaisseurs, leslampes utilisées, et en fonction des mesures effectuées sur le diamètre des pastilles. Les résultats demicrodureté obtenus avec la lampe GC-e-light sont supérieurs en profondeur. Ils confirment lesrésultats de nombreuses analyses qui montrent une meilleure homogénéité de polymérisation pourcette lampe (figures 3 et 4)

En conclusion pour cette étude, nous remarquons que la dureté Knoop (12) est influencée par letype de matériau et de son épaisseur mais aussi par la lampe LED utilisée.



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1-COOK WD. Factors affecting the depth of cure of UV-polymeriezd composites. J. Dent. Res. 1980 May ; 59(5) : 800-808

2-DE WALD J-P., FERACANE J-L. A comparison of four modes of evaluating depht of cure of light-activated composites.J. Dent. Res. 1987 Mar ; 66(3) : 727-730

3-DUKE E. Light-emitting diodes in composite resin photo polymerisation. Oral health, 2002 Jan ; 92 (1) : 27-9

4-DUNN WJ, BUSH AC. À comparison of polymerization by light-emitting diode and halogen-based light-curing units.J. Am Dent Assoc. 2002 Mar ; 133(3) :335-41

5-FERRACANE J-L. Correlation betwween hardness and degree of conversion during the setting reaction of unfilleddental restorative resins J. Dent. Res.1985 ; 1: 11-14.

6-FERRACANE J-L., ADAY P., MATSUMOTO H., MARKER VA. Relationship between shade and depth of cure for light-activated dental composite resins. Dent. Mater. 1986 Apr ; 2(2) : 80-84.

7-JANDT KD, MILLS RW, BLACWELL GB, ASHWORTH SH. Depth of cure and compressive strenght of dental compositescured with blue lignt emitting diodes. Dent Mater 2000 ; 16 : 41-7

8-KURACHI C., TUBOY AM., MAGALHAES DV., BAGNATO VS. Hardness evaluation of a dental composite polymerizedwith experimental LED-based devices. Dent. Mat. 2001 Jul ; 17(4) : 309-315.

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10-MILLS RW. Blue light emitting diodes : an alternative method of light-curing ? Br. Dent. J. 1995 ; 178 : 169 letter.

11-PELISSIER B. Influence du mode d’irradiation lumineuse sur le degré de polymérisation des biomatériauxcomposites et dérivésThèse Doctorat d’Université, Montpellier, mars 2002

12-RUEGGEBERG FA., ERGLE JW., METTENBURG DJ. Polymerization depths of contemporary light-curing units usingmicrohardness. J. Esthet. Dent. 2000 ; 12(6) : 340-349

13-STAHL F., ASHWORTH SH., JANDT D., MILLS RW. Light-emitting diode (LED) polymerisation of dental composites :flexural properties and polymerisation potential Biomater. 2000 ; 21 : 1379-1385.



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B. PELISSIER (1), E. CASTANY (1), N. DE SOUFFRON (2) & F. DURET (3)

(1) UFR d'Ondotologie de Montpellier I, (2) Ingénieur des Mines d'Alès, (3) Nippon Dental University, Niigata, Japon

INTRODUCTION

Jusqu’en 1998, les matériaux composites ont été polymérisés avec des lampes halogènes sans tropde problèmes ; mais depuis, pour limiter les temps d’irradiation lumineuse, des lampes à hautesénergies ont été développées ; ces lampes ont présenté de nombreux avantages, mais aussi certainsinconvénients (3, 8, 9). Des lampes à diodes électroluminescentes ont alors été introduites depuisl’année 2000 et semblent être une alternative intéressante au processus classique dephotopolymérisation. Une LED émet dans le domaine du bleu de la lumière visible (spectre allant de420 à 490 nm) (figure n°1), pratiquement centré sur le spectre d’absorption de la camphoroquinone.Ces lampes n’ont pas de filtres, ce qui autorise une diminution de la puissance initiale. Mais il existede nombreuses différences de puissance entre les lampes LED mises sur le marché. La polymérisationd’un composite varie en fonction de la lampe, de l’épaisseur et de la teinte du matériau, de latechnique de stratification. Compte tenu des données actuelles (1, 2, 5, 6, 7, 10), il nous a sembléintéressant d’analyser et de comparer la polymérisation (4) de 2 matériaux composites de restaurationdentaire en utilisant 5 lampes à diodes électroluminescentes (LEDs).


Des échantillons (figure n°2) de Z100 MP® et de Spectrum TPH® sous forme de pastilles de 8 mmde diamètre et d'une épaisseur de 2,5 mm ont été insolés avec 5 lampes à diodesélectroluminescentes (GC e-light® de GC, Aquablue® de Toesco, Freelight® de 3MESPE, Luxomax® deAkeda et Cool Blu® de Oral hygien Center) pendant différents temps (7, 8, 9, 10 secondes) à pleinepuissance lumineuse. Les mesures de microdureté Knoop immédiate ont été effectuées avec unmicroduromètre Leica VMHT 30 avec une charge de 50 grammes pendant 10 secondes. Les mesuresont été relevées sur le côté opposé à l'insolation à différents points suivant un diamètre (0,5 mm ;2 mm ; 4 mm ; 6 mm ; 7,5 mm). 5 pastilles par matériau et par temps d'insolation ont été réaliséespour chaque lampe lors des relevés des mesures de microdureté Knoop immédiate.


Comparaison de la dureté knoop de 2 matériaux composites avec 5 lampes

à diodes électroluminescentes

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Figure 1 : Spectres d’émission des différentes lampes LED utilisées

Figure 2 : échantillon de composite et points de mesure de dureté Knoop

Les moyennes des mesures de microdureté montrent des différences significatives entre les 5lampes LEDs utilisées (figures n° 3 et 4) ; le Z100 MP® présente des mesures de microduretésupérieures au Spectrum TPH®. Le temps de polymérisation permet l'augmentation de la dureté des2 matériaux. Selon les lampes, l'augmentation se fait différemment. Les mesures montrent demeilleurs résultats avec la lampe GC e-light® de GC.

En conclusion pour cette étude, nous remarquons que la dureté Knoop est influencée par le typede matériau, le temps de polymérisation mais aussi par la lampe LED utilisée et surtout par sa

Comparaison de la dureté knoop de 2 matériaux composites avec 5 lampesà diodes électroluminescentes


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puissance. Les meilleurs résultats ont été obtenus avec la lampe GC-e-light® de GC. Cette nouvelletechnologie de lampes à photopolymériser semble bien adaptée au domaine de la dentisterierestauratrice.

Figure n° 3 : duretés Knoop immédiates du Z100 MP en fonction des 5 lampes LEDs et du temps d’irradiation

Figure 4 : duretés Knoop immédiates du Z100 MP en fonction des 5 lampes LEDs et du temps d’irradiation



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1-DUKE E. Light-emitting diodes in composite resin photo polymerisation. Oral health, 2002 Jan ; 92 (1) : 27-9

2-DUNN WJ, BUSH AC. À comparison of polymerization by light-emitting diode and halogen-based light-curing units.J. Am Dent Assoc. 2002 Mar ; 133(3) :335-41

3-DURET F., PELISSIER B., CREVASSOL B. Mise au point sur la lampe à polymérisation ultra-rapide plasmatique : bilanaprès 6 ans et mode d’emploi. Inf…Dent… 1999 ; 44 : 3547-3558.

4-FERRACANE J.-L. Correlation betwween hardness and degree of conversion during the setting reaction of unfilleddental restorative resins J. Dent. Res.1985 ; 1: 11-14.

5-JANDT KD, MILLS RW, BLACWELL GB, ASHWORTH SH. Depth of cure and compressive strenght of dental compositescured with blue lignt emitting diodes. Dent Mater 2000 ; 16 : 41-7

6-KURACHI C., TUBOY AM., MAGALHAES DV., BAGNATO VS. Hardness evaluation of a dental composite polymerizedwith experimental LED-based devices. Dent. Mat. 2001 Jul ; 17(4) : 309-315.

7-MILLS RW. Blue light emitting diodes : an alternative method of light-curing ? Br. Dent. J. 1995 ; 178 : 169 letter.

8-PELISSIER B. Influence du mode d’irradiation lumineuse sur le degré de polymérisation des biomatériauxcomposites et dérivés. Thèse Doctorat d’Université, Montpellier, mars 2002

9-PELISSIER B, TRAMINI P., CASTANY E. et DURET F. Restauration cosmétique directe par stratification etpolymérisation rapide plasmatique : approche clinique CDF, n°971-972, 10-17/02/2000 : 25-33.

10-STAHL F., ASHWORTH SH., JANDT D., MILLS RW. Light-emitting diode (LED) polymerisation of dental composites :flexural properties and polymerisation potential Biomater. 2000 ; 21 : 1379-1385.



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N. KAPRIELIAN (1), C. LAGNEAU (1), B. GROSGOGEAT (1), N. ZYDOWICZ (2) & M. LISSAC (1)

(1) Laboratoire d’Etude des Interfaces et des Biofilms en Odontologie (EA 637)-Faculté d’Odontologie de Lyon(2) Laboratoire des Matériaux Polymères et des Biomatériaux (UMR 5627) – Institut des Sciences et Techniques de l’Ingénieur de Lyon

RÉSUMÉ

Objectifs : Le propos de la présente étude est de comparer 2 propriétés mécaniques : la dureté etla résistance en flexion de 3 composites hybrides (Tetric® Ceram, Z-100TM et Inten-S®) insolés soit avecune lampe « plasma » à polymérisation rapide (Flipo®, LOKKI), soit avec une lampe halogèneconventionnelle (Astralis® 7, Vivadent).

Méthodes : Les échantillons ont été insolés selon la durée préconisée par les fabricants, 40secondes avec l’Astralis® 7 et 3 secondes avec la Flipo®.

L’analyse de la dureté Vickers des matériaux est réalisée au moyen d’un microduremètre Shimadzuavec une charge de 100 grammes pendant 30 secondes. Les mesures sont faites sur la face insolée etsur la face non insolée, c’est-à-dire à 3 mm de profondeur.

Pour les tests de flexion 3 points réalisés sur une machine Adamel Lhomargy DY-34 avec unevitesse de traverse de 0,1 mm/mn, les échantillons ont été préparés selon la norme ISO 4049.

Résultats : En ce qui concerne la face insolée, la dureté est identique quel que soit le type depolymérisation pour l’Inten-S®, alors que l’on constate une dureté moindre pour le Tetric® Ceram etle Z-100TM insolés par la lampe plasma.

Sur la face non insolée, les valeurs sont inférieures pour les composites polymérisés avec la lamperapide.

En ce qui concerne la résistance à la flexion, il n’y a pas de différence significative entre les 2lampes pour le Z-100TM alors que l’on a une résistance à la flexion légèrement abaissée pour leTetric® Ceram et l’Inten-S® polymérisés avec la lampe plasma.

Conclusion : Les différences obtenues peuvent s’expliquer par la formulation du composite et parle type de polymérisation. Et bien que la dureté reflète assez bien le taux de polymérisation, il paraîtnécessaire d’entreprendre des études complémentaires (évaluation de la contraction, taux demonomères résiduels…) afin de valider ou non l’utilisation des lampes à plasma en odontologieconservatrice.

Mots clés : Composites, Polymérisation, Propriétés mécaniques

N. KAPRIELIAN, C. LAGNEAU, B. GROSGOGEAT, N. ZYDOWICZ & M. LISSAC

Influence de la polymérisation sur la duretéet la résistance à la flexion de composites

dentaires

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INTRODUCTION

L’utilisation des résines composites est de plus en plus développée, notamment pour la réalisationdes restaurations en odontologie conservatrice. La photopolymérisation offre au praticien lapossibilité de figer ce type de matériau dans la forme souhaitée et représente déjà un progrèsconsidérable dans notre discipline. Cependant, nous sommes toujours à la recherche de nouveauxmoyens pour améliorer notre exercice quotidien. Ainsi, des lampes permettant unephotopolymérisation plus rapide sont récemment apparues sur le marché. Le fait de diminuer letemps nécessaire à la photopolymérisation a permis notamment d’élargir le domaine d’utilisation descomposites photopolymérisables à d’autres spécialités telles que l’odontologie pédiatrique etl’orthopédie dento-faciale. Cependant, au vu des premiers travaux présentés, la rapidité de priseinduite par la lumière peut s’avérer génératrice de contraintes brutales susceptibles de modifier lespropriétés de composites insolés.

Ce travail a pour but de comparer 2 propriétés mécaniques : la dureté et la résistance en flexionde 3 composites (Tetric® Ceram, Z-100TM et Inten-S®) insolés soit avec une lampe « plasma » àpolymérisation rapide (Flipo®, Lokki) soit avec une lampe halogène conventionnelle (Astralis® 7,Vivadent)

MATÉRIELS ET MÉTHODES

Matériaux

Au cours de cette étude, 3 résines composites microhybrides ont été sélectionnées :• Tetric® Ceram (Ivoclar Vivadent) : composite hybride contenant 2 photoinitiateurs (la camphoroquinone + X)• Z-100TM (3M) : composite hybride contenant un seul photoinitiateur (la camphoroquinone)• Inten-S® (Ivoclar Vivadent) : composite hybride contenant 2 photoinitiateurs (la camphoroquinone + Y)

2 lampes à polymériser ont été utilisées :• une lampe halogène : Astralis® 7 (Ivoclar Vivadent)Mode HIP : 750 mW/cm2

Durée d’insolation : 40 secondes• une lampe à plasma : Flipo® (Lokki)Durée d’insolation : 3 secondes

Méthodologie

Tests de dureté VickersLes échantillons pour la réalisation des tests de dureté sont préparés dans des moules en téflon de

10 mm de longueur, de 4 mm de largeur et 3 mm de profondeur. Le fond du moule repose sur uneplaque de verre. Le composite, sous forme de capsule, est introduit au moyen d’un pistolet, puisrecouvert d’un ruban de mylar et irradié au travers d’une plaque de verre.

L’embout de la lampe est placé au centre du moule et l’échantillon est irradié. Les échantillonssont conservés à l’étuve à 37°C dans de l’eau distillée.

La dureté Vickers est mesurée au moyen d’un microduremètre Shimadzu. Les échantillons sont

Influence de la polymérisation sur la dureté et la résistanceà la flexion de composites dentaires


100

soumis à une charge de 100 grammes pendant 30 secondes. Les mesures sont réalisées au centre dumoule, sur la face insolée et sur la face non insolée c’est-à-dire à 3 mm de profondeur.

Pour chaque composite et chaque type de lampe, une série de 3 mesures sur chacun des 10échantillons est effectuée.

Les valeurs mesurées sont exprimées en µm, puis transformées en valeurs de dureté Vickers (soitdes kg/mm2). Les résultats sont traités statistiquement par un test Anova non apparié.

Essais en flexionLes échantillons sont réalisés dans des moules en téflon de longueur de 25 mm et 2 mm de largeur

et 2 mm de hauteur.La mise en place du composite s’effectue comme précédemment.L’embout de la lampe est placé au centre de l’échantillon qui est irradié. Les échantillons sont

gardés dans de l’eau distillée à 37°C pendant 24 heures. Les mesures sont réalisées sur une machineAdamel Lhomargy DY 34. Les échantillons sont placés sur un appareil de flexion 3 points. La distancequi sépare les supports parallèles est de 20 mm. La vitesse de la traverse est de 0,1 mm/min.

Pour chaque composite et chaque type de lampe, 10 échantillons sont réalisés. La résistance enflexion et le module sont calculés selon la norme NF EN ISO 4049. Les résultats sont traitésstatistiquement par un test Anova non apparié.

RESULTATS-DISCUSSION

Tests de dureté VickersSur la face insolée, la dureté n’est statistiquement pas différente quel que soit le type de

polymérisation pour l’Inten-S®, alors qu’elle est moins élevée pour le Tetric® Ceram et le Z-100TMinsolés par la lampe à plasma (figure 1).

Figure 1 : Dureté Vickers selon le mode de polymérisation (face insolée)

Essais en flexionEn ce qui concerne la résistance à la flexion, il n’y a pas de différences significatives entre les 2

modes de polymérisation pour le Z-100TM. On a une résistance à la flexion légèrement abaissée pourle Tetric® Ceram et l’Inten-S® polymérisés avec une lampe à plasma ce qui indique que les matériauxétudiés sont un peu plus fragiles dans ce cas-là (figure 2).



101

Figure 2 : Contrainte : effet de 2 lampes (Flipo & Astralis 7) sur la polymérisation de différentscomposites

CONCLUSION

Les différences obtenues peuvent s’expliquer par la formulation du composite et par le type depolymérisation. Bien que les propriétés mécaniques reflètent assez bien le taux de polymérisation, ilparaît nécessaire d’entreprendre des études complémentaires (évaluation de la contraction, taux demonomères résiduels…) afin de valider ou non l’utilisation des lampes à plasma en odontologieconservatrice.



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J. BALLEYDIER (1), C. LAGNEAU (1), D. SEUX (2,3) & M. LISSAC (1)

(1) Laboratoire d’Etude des Interfaces et des Biofilms en Odontologie (EA 637)-Faculté d’Odontologie de Lyon(2) Service d’Odontologie Conservatrice Endodontie-Lyon(3) Laboratoire du Développement des Tissus Dentaires (EA 1892)-Faculté d’Odontologie de Lyon

RÉSUMÉ

Le but de notre étude est d’appliquer un protocole expérimental simple afin d’évaluer in vitrol’adhésion amélaire et dentinaire de 2 systèmes adhésifs de 5ème génération : un adhésif classiquemono-flacon (Excite®) et un auto-mordançant (Prompt® L-Pop® ).

Des dents de sagesse extraites pour des raisons orthodontiques ont été conservées dans de lachloramine T. Des cavités occlusales, d’une profondeur de 3 mm, ont été réalisées, sous spray d’eau,à l’aide d’une fraise ronde diamantée. 2 adhésifs de 5ème génération, un conventionnel et un auto-mordançant et leur composite respectif ont été testés :

- adhésif conventionnel : Excite® et le Tetric® Ceram (Vivadent)- adhésif auto-mordançant : Prompt® L-Pop® et le Pertac® II Aplitip® (ESPE)Ces 2 adhésifs ont été appliqués selon les recommandations du fabricant et ont été polymérisés

pendant 20 secondes avec une lampe halogène classique.Des coupes longitudinales ont été effectuées à hauteur du sillon central. Les interfaces obtenues

ont été polies mécaniquement à l’aide de disques abrasifs de granulométrie décroissante (80, 400 et800 grits) et nettoyées à l’acide pendant 15 secondes. Après déshydratation à l’alcool, les coupes sontmétallisées et observées au microscope électronique à balayage.

Avec l’adhésif Excite®, adhésif mono-flacon avec mordançage préalable, nous avons observéune adhésion optimale avec création d’une couche hybride et digitations résineuses intratubulaires.

Avec l’adhésif auto-mordançant, Prompt® L-Pop® , nous avons observé une adhésion amélaire debonne qualité, des fractures adhésives essentiellement au niveau du joint composite-couche hybrideen fond de cavité. L’adhésif est cependant relativement adhérent sur la dentine bien que la résine nepénètre pas suffisamment dans les tubuli dentinaires ouverts.

Mots clés : Adhésifs, Dentine, Couche hybride, Microscopie électronique à balayage

INTRODUCTION

La possibilité de coller un matériau aux tissus dentaires a profondément changé les concepts del’odontologie conservatrice. Les techniques modernes de dentisterie adhésive permettent auxpraticiens d’éliminer les tissus carieux sans toucher aux tissus sains sous-jacents.

L’adhésion à la dent implique l’adhésion à 2 structures de nature fondamentalement différente.Les matériaux peuvent facilement être collés à l’émail, grâce à une résine fluide photo-polymérisable.La qualité du collage à l’émail dépend principalement de la qualité du traitement acide effectué. Une


Étude au microscope électronique à balayagede 2 adhésifs de 5e génération

103

surface micro-rétentive est obtenue. Le collage à l’émail est résistant, fiable, durable et permet uneétanchéité excellente. Par contre, les mécanismes d’adhésion à la dentine font encore l’objet denombreuses recherches.

Actuellement, 5 générations de systèmes adhésifs ont été recensées sur le marché dentaire. Onretrouve dans cette dernière génération 2 types d’adhésifs :

Les adhésifs mono-composants regroupent dans un même flacon le primaire d’adhésion et larésine adhésive mélangés dans un solvant organique qui est généralement de l’alcool, de l’acétone oude l’eau. Cette étape est précédée de l’application du gel de mordançage.

Les adhésifs auto-mordançants sont constitués d’un seul et même produit de faible pH quicontient de quoi déminéraliser la dentine en surface puis l’infiltrer, afin finalement, de co-polymériser avec les composites. Ces systèmes sont basés sur l’infiltration et la modification de lasmear layer par des monomères acides.

Cette étude a pour objectif d’appliquer un protocole expérimental simple permettant de comparerin vitro l’adhésion amélaire et dentinaire de 2 adhésifs de 5ème génération : un mono-composant etun auto-mordançant.


MatériauxDans cette étude, nous avons étudié 2 adhésifs de 5ème génération :• adhésif mono-composant : Excite® de Vivadent• adhésif auto-mordançant : Prompt® L-Pop® d’ESPE

Nous avons employé le composite correspondant au système adhésif utilisé selon lesrecommandations du fabricant : c’est-à-dire Tetric® Ceram pour Excite® de Vivadent et PERTAC® IIAplitip® pour Prompt® L-Pop® d’ESPE.

MéthodologieLes dents choisies sont des dents de sagesse indemnes de caries. Immédiatement après leur

extraction, elles sont conservées à 4°C dans une solution de chloramine T à 1 %. Des cavités occlusales,de 3 mm de profondeur à partir du fond du sillon central, sont réalisées sous spray d’eau à l’aided’une fraise ronde diamantée. Les 2 adhésifs ont été appliqués selon les recommandations dufabricant et ont été polymérisés pendant 20 secondes avec une lampe halogène classique. Lescomposites ont été appliqués en 2 couches successives de 1,5 mm chacunes et photo-polymérisées àchaque fois durant 40 secondes. Les dents sont sectionnées longitudinalement au niveau du silloncentral à l’aide d’une tronçonneuse de précision équipée d’un disque diamanté. Les coupes sonteffectuées à faible vitesse de rotation et sous irrigation constante d’alcool à 70°C. Les interfaces sontensuite polies à l’aide de disques abrasifs de granulométrie décroissante (80, 400 et 800 grits) etrincées dans un bain d’alcool à 70°. Les échantillons, après polissage, ont subi un nettoyage à l’acidesur toute la section à observer de façon à éliminer les débris de coupe. Les sections dentaires sontensuite rincées à l’eau, déshydratées à l’alcool 70° avant d’être observées au microscope électroniqueà balayage.

Étude au microscope électronique à balayage de 2 adhésifsde 5e génération


104

RÉSULTATS ET DISCUSSION

Avec le système adhésif Excite®, nous avons pu constater une bonne adhésion sur l’ensemble dela cavité (photo 1a). Au niveau de la jonction émail-dentine-adhésif (paroi verticale de la cavité),l’adhésion se poursuit entre l’émail et la dentine sans interruption notable (photo 1b). En effet, lecollage amélaire apparaît de bonne qualité faisant intervenir une adhésion micromécanique grâce aumordançage à l’acide orthophosphorique à 37 % (photo 1c). Dans cette même zone, l’adhésiondentinaire ne montre pas d’interruption et laisse apparaître une couche hybride continue (photo 1d).En fond de cavité, nous avons observé une bonne adhésion du composite à la dentine avec uneabsence de hiatus entre le composite et la dentine (photo 1e). La lumière des tubuli dentinaires estnettement visible signifiant une action efficace du mordançage. Dans ces orifices dentinaires, desbrides de résine se forment et contribuent à la réalisation du joint dentinaire. La couche hybride faitle lien entre le composite et la dentine (photo 1f).

Avec le Prompt® L-Pop®, l’interface composite-dentine apparaît plus irrégulière avec notammentl’apparition de zones de non adhésion ou hiatus (photo 2a). Elles se situent principalement au niveaudu fond de cavité. Au niveau de la jonction émail-dentine-adhésif, on constate une discontinuité del’adhésion lorsque l’on passe de l’émail à la dentine (photo 2b). L’adhésion amélaire semble correcteavec un micro-relief qui signe l’action des agents de mordançage contenus dans le produit adhésif(photo 2c). L’adhésion dentine-adhésif existe avec formation d’une couche hybride acido-résistanterecouvrant les tubuli dentinaires. Cependant, une fracture adhésive est nettement visualisable entrele composite et l’adhésif (photo 2d). La couche hybride est adhérente à la dentine mais on peut noterun hiatus entre la couche hybride et le composite notamment en fond de cavité (photos 2e et 2f).

CONCLUSION

Cette méthodologie simplifiée nous a permis de comparer l’adhésion aux tissus dentaires de 2adhésifs de 5ème génération.

Dans notre étude, au niveau amélaire, l’agent mordançant du Prompt® L-Pop® semble être aussiefficace que l’acide orthophosphorique : avec les 2 systèmes adhésifs, nous avons observé une bonneadhésion. Au niveau dentinaire, nous avons observé une adhésion satisfaisante avec formation d’unecouche hybride et des tags de résine avec l’adhésif mono-composant (Excite“). Cependant, avecl’adhésif " tout en un ", le Prompt® L-Pop®, nous avons pu déplorer une adhésion de qualité moindre(fracture adhésive) au niveau adhésif-composite. Il semblerait donc qu’il y ait plus de problème auniveau de l’adhésion au composite qu’au niveau de l’adhésion dentinaire.



105

Figures 1a à 1d: Étude au microscope électronique à balayage avec le système adhésif Excite®



106

Figures 1e à 1f : Étude au microscope électronique à balayageavec le système adhésif Excite®

Figures 2a à 2b : Étude au microscope électronique à balayageavec le système adhésif Prompt® L-Pop®



107

Figures 2c à 2f : Étude au microscope électronique à balayageavec le système adhésif Prompt® L-Pop®



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C. BESNAULT (1), JP. ATTAL (1) & M. DEGRANGE (1)

(1) Groupe de Recherche Biomatériaux, Faculté de Chirurgie Dentaire Paris 5, Montrouge, France

OBJECTIFS

Ce volet représente la troisième partie d’une étude consacrée à l’influence de la simulation in vitrodes conditions de température et d’hygrométrie relative, caractéristiques de la cavité buccale, sur lesinterfaces collées. Le but de ce volet est d’évaluer l’influence des conditions extrêmes (35°C /95 % HR)sur la morphologie des interfaces entre la dentine et deux systèmes adhésifs (ScotchbondMultiPurpose Plus – 3M et Clearfil SE Bond – Kuraray) en microscopie électronique à balayage.


Le dispositif expérimental est constitué par une enceinte qui nous permet d’imposer desconditions de température et d’hygrométrie définies. Dans cette étude, deux situationsenvironnementales ont été comparées : conditions ambiantes (20-25°C/ 30-40% HR) et conditionsintra-orales extrêmes (35°C/ 95% HR). Huit molaires humaines conservées dans la Chloramine T à 1 %à 4°C pendant moins de 3 mois ont été utilisées dans cette étude. Après élimination de la partieradiculaire, extirpation du tissu pulpaire et abrasion de l’émail occlusal, l’épaisseur de dentinerésiduelle a été mesurée et fixée en moyenne à 1,4-1,5 mm. Les échantillons ont été enrobés dans unerésine acrylique avant la réalisation des protocoles de collage et application d’une fine couche decomposite fluide (Filtek Flow – 3M). Pour chaque échantillon, trois coupes longitudinales ont alors étéréalisées, générant deux interfaces jumelles. Une interface a été déminéralisée (HCL 0,1 % - 15 sec),alors que l’autre a été déminéralisée et déprotéinisée (HCl 0,1 % - 15 sec + NaClO 3 % - 30 min). Lesdeux interfaces ont alors été fixées, déshydratées dans des bains d’alcool de concentration croissanteet immergées dans l’HMDS (hexaméthyldisilasane – 10 min). Après métallisation, les échantillons ontété observés au microscope électronique à balayage (Jeol JSM 6400 – 10-15 kV).

RÉSULTATS

Pour le SBMP+, la simulation des conditions environnementales extrêmes induit desmodifications très importantes de l’interface avec la dentine. Sur les échantillons déprotéinisés, lacouche hybride est absente et un réseau de “galeries” communiquant les unes avec les autres etapparaissant vides lors de l’observation est mis en évidence. Pour le SE Bond, des espaceslenticulaires, hémisphériques, correspondant vraisemblablement à l’emprisonnement de gouttelettesd’eau, ont été observés au sein de la résine adhésive. Pour cet adhésif, une couche de résine estsystématiquement présente en surface de la dentine.

C. BESNAULT, JP. ATTAL & M. DEGRANGE

Influence de la simulation in vitrodes conditions intra-orales extrêmes

sur la morphologie des interfaces obtenuesentre la dentine et deux systèmes adhésifs

en M.E.B.

109

CONCLUSIONS

Pour les deux systèmes adhésifs étudiés, la simulation in vitro des conditions environnementalesextrêmes induit des altérations des interfaces avec la dentine, qui semblent plus importantes pour leSBMP+ que pour le SE Bond. De plus, cette étude en M.E.B. confirme les résultats obtenus avec lesapproches précédentes (adhérence et étanchéité) et permet de mieux comprendre les phénomènesinterfaciaux qui se produisent lorsqu’un environnement humide est simulé.

Influence de la simulation in vitro des conditions intra-orales extrêmes sur la morphologie des interfaces obtenues entre la dentine

et deux systèmes adhésifs en M.E.B.

C. BESNAULT, JP. ATTAL & M. DEGRANGE

110

D. GERDOLLE (1), E. MORTIER (1), B. JACQUOT (2) & M. PANIGHI (1)

(1) Laboratoire de Physique des Matériaux - Nancy UMR CNRS 7556(2) Laboratoire de Chimie du Solide Minéral - Nancy UMR CNRS 7555

INTRODUCTION

Parmi les matériaux permettant le collage, les ciments aux verres ionomères et les résinescomposites ont ouvert la voie et restent encore les plus largement utilisés. Des formes hybrides ontété déclinées ensuite à partir de ces formulations de départ pour tenter d’améliorer les propriétés etles performances des matériaux.

Jusqu’à maintenant, l’accent a été mis sur l’amélioration des propriétés d’adhésion à l’émail et àla dentine. Bien que cet aspect ait connu des progrès sensibles, le manque d’étanchéité de nosrestaurations s’avère être la raison majeure du développement de caries secondaires et de lésionspulpaires (BARBER et coll. 1964). Ainsi la mise en place de tels matériaux impliqueraient-elles de faitdes possibilités d’inflammation pulpaire (COX et coll. 1987).

Il semble de plus, que la biocompatibilité des matériaux dentaires, vis-à-vis de la pulpeessentiellement, soit d’avantage lié au passage des bactéries (BRANNSTROM 1976, PATERSON 1976,BROWNE et coll. 1983, COX et coll. 1988, ALANI 1990, CAMPS et coll. 2000), qu’à la toxicité propre desmatériaux utilisés, bien que ce dernier facteur soit également considéré comme potentiellementinducteur d’une réponse pulpaire inflammatoire (GEURTSEN et coll. 1998, HANSEL et coll. 1998,HEBLING et coll. 1999, SIX et coll. 2000).

L’évaluation de l’étanchéité à l’interface est donc un paramètre susceptible de fournirindirectement des renseignements en terme de biocompatibilité.


Quatre-vingts cavités de classe V standardisées sont taillées sur troisièmes molaires inférieures (40vestibulaires et 40 linguales). Chaque cavité est obturée par un inlay en résinethermophotopolymérisée (Targis, Vivadent). Les 80 inlays sont collés au moyen de quatre matériauxdifférents à raison de 20 inlays par matériau. Sont ainsi utilisés : une résine composite autoadhésive(Panavia F, Kuraray), une résine composite avec agent de couplage (Variolink II, Excite, Vivadent), uncompomère (Resinomer, Bisco) et un verre ionomère modifié (Fuji Plus, GC). La moitié des échantillons(10 pour chaque matériau) subit un thermocyclage (2000 cycles 5/55°C).

D. GERDOLLE, E. MORTIER, B. JACQUOT & M. PANIGHI

Étude in vitro de l’étanchéité à l’interface de quatre matériaux de collages

à usage prothétique

111

Étude d’étanchéité : protocole ISO/DTS 1140

RÉSULTATS

La situation de la cavité du côté vestibulaire ou lingual n’a aucune influence sur la pénétration dubleu de méthylène, quel que soit le matériau, quelle que soit la situation de la ligne de finition (émailou cément) et quel que soit le vieillissement thermique imposé (dents avec ou sans thermocyclage).Pour chaque matériau, il apparaît en revanche une différence significative entre les lots thermocycléset non thermocyclés ; le thermocyclage affecte l’étanchéité dans tous les cas. Pour chaque matériauégalement, la pénétration au niveau de l’émail semble toujours moins prononcée qu’au niveau ducément, le thermocyclage accentuant ce clivage. Les matériaux composites (Panavia F, Variolink II) ouapparenté (Resinomer), montrent une pénétration du colorant globalement inférieure au verreionomère modifié (Fuji Plus), les résultats étant moins tranchés à l’interface cémentaire ; à ce niveau,ils sont même favorables au Fuji Plus après thermocyclage, par rapport au Resinomer et au VariolinkII. Par ailleurs, Au sein des composites la résine sans agent de couplage (Panavia F) semble être lamoins sensible au traitement thermique, ce produit présentant également le meilleur pourcentageglobal de cavités sans aucune pénétration.

DISCUSSION

L’organisation prismatique de l’émail lui confère un comportement anisotrope (RASMUSEN et coll.1976). Dès lors, lorsque les prismes sont sectionnés transversalement (limite biseautée), l’adhésion serévèle supérieure à celle obtenue après une section longitudinale (joint vif), en raison de la créationd’un plan de clivage entre prismes et matériau (MUNECHIKA 1984). Il est classique de retrouverl’adhésion la plus forte au niveau de l’émail. Celle-ci serait due à l’action synergique de deuxphénomènes. L’attaque acide augmente considérablement la surface réelle de l’émail (par rapport àla surface apparente) en créant un grand nombre de micro-rugosités, propices à l’ancrage desadhésifs. De même elle accroît l’énergie de surface, augmentant de fait la mouillabilité des agents derecouvrement. Ce dernier point repose sur le principe, que le mouillage est proportionnel à l’énergiesuperficielle du substrat dentaire qui doit toujours être supérieure à la tension superficielle del’adhésif. La tension superficielle de l’adhésif étant imposée par le fabricant, on comprend toutel’importance de l’activation des surfaces (DEGRANGE 1995). L’émail et la dentine ont été mordancésavec l’acide orthophosphorique pour le Resinomer et le Variolink II, afin de promouvoir au maximumles possibilités d’adhésion à ce substrat, l’émail ayant été mordancé vingt secondes de plus que la dentine.

Au niveau cémentaire, les résultats d’autres études corroborent les nôtres (WHITE et coll. 1994,DIETSCHI et coll. 1995). Le cément n’offre pas, contrairement à l’émail et à la dentine, une structure

Étude in vitro de l’étanchéité à l’interface de quatre matériaux de collages à usage prothétique


112

cristalline favorable au microclavetage des matériaux. Cette structure, se rapprochant de celle de l’os,ne permet en effet qu’une pénétration très aléatoire des promoteurs d’adhésion. Cette architectureest non seulement capable d’expliquer les défauts d’étanchéité des composites exprimés dans nosrésultats, mais aide également à comprendre pourquoi le verre ionomère modifié est dans ce cas,aussi étanche que les polymères, notamment par rapport à ceux qui utilisent un agent de couplage(Resinomer & Variolink II), le Panavia F conservant des résultats supérieurs. À l'instar des ciments auxverres ionomères conventionnels, les verres ionomères modifiés possèdent en effet des propriétésauto-adhésives par formation de liaisons chimiques.

Les scores amélaires et cémentaires sont pour tous les matériaux, à l’exception du Panavia F,significativement moins bons après le thermocyclage. Si ces résultats concordent avec ceux d’autresétudes (NELSEN et coll. 1953, HAHN et coll. 1998, IRIE et SUZUKI 2001), il faut noter que peud’expérimentations se sont attachées au seul rôle du thermocyclage pour des restaurations indirectes.La littérature montre clairement que le thermocyclage diminue l’étanchéité interfaciale desrestaurations indirectes beaucoup plus que celle des techniques directes (EAKLE 1986, CRIM et coll.1987, HAKIMEK et coll. 2000). La raison provient vraisemblablement des propriétés mécaniques descomposites de laboratoires par rapport à celle des composites d’usage clinique. Les premiers sont eneffet moins aptes à " absorber " les variations dimensionnelles dues aux contraintes thermiques, enraison de leur module d’élasticité et de leur taux de conversion plus élevés. C’est ainsi le jointinterfacial qui subi ainsi la majorité des contraintes.

Par ailleurs, si les produits sont capables des mêmes performances théoriques, les conditions demanipulations cliniques pourraient peut-être, pour partie, expliquer les variations d’étanchéitéconstatées. Concernant le Fuji Plus, la pénétration assez récurrente du colorant pourrait être liée auxconditions mêmes de l’étude in vitro. Bien que les verres ionomères modifiés soient en effet moinssensibles que leurs homologues sans résine, à la dessiccation immédiate, et bien que les dents n’aientété maintenues hors de l’eau distillée sans être manipulées promptement, les molaires extraitespourraient ne pas avoir été suffisamment hydratées (intrinsèquement) pour prévenir un assèchementprécoce du matériau. La pénétration de colorant aurait alors été favorisée par la présence de porositéou de microfractures dans l’épaisseur même du matériau (BROWNING 1997).

Ainsi, les matériaux à base de résine composite semblent globalement plus étanches que le verreionomère modifié, sauf au niveau cémentaire. Parmi les résines composites, la résine auto-adhésive(Panavia F) se détache, sans que ses performances puissent être directement attribuées à lacomposition chimique de ses constituants ou à la facilité et donc à la constance de sa mise en œuvre.

Les aléas et les particularités de l’étude in vitro doivent également inciter à la prudence quant àla transposition des résultats à la clinique. En particulier, les conditions locales rencontrées enclinique étant sous la coupe de variations multiples et peu quantifiables, l’utilisation des produits decollage, dont les performances sont intimement liées au contexte, ne peut dans l’état actuel desconnaissances, être généralisée à l’ensemble des indications de fixation de pièces prothétiques. Ilparaît acquis cependant, que leur champ d’application s’étoffera dans les années à venir, au-delà deleur domaine réservé du moment, à savoir la mise en place des reconstitutions esthétiques en résinecomposite ou en céramique.



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1. ALANI AH.- The influence of dentin bonding agents upon the microleakage associated with composite resinrestorations and their effects upon the dental pulp, PhD Thesis, University of Dundee, Scotland, 1990.

2. BARBER D, LYELL J, MASSLER M.- Effectiveness of copal resin varnish under amalgam restorations, J Prosthet Dent,14 : 533-536, 1964.

3. BRANNSTROM M, VOJINOVIC O.- Response of the dental pulp to the invasion of bacteria around three fillingmaterials, J Dent Child, 43 : 83-89, 1976.

4. BROWN RM, TOBIAS RS, CROMBIE IK, PLANT CG.- Bacterial microleakage and pulpal inflammation in experimentalcavities, Int End J, 16 : 147-155, 1983.

5. BROWNING WD, SAFIRSTEIN J.- Effect of gap size and cement type on gingival microleakage in class V resincomposite inlays, Dent Mater, 28 : 541-544, 1997.

6. CAMPS J, DEJOU J, REMUSAT M, ABOUT I.- Factors influencing pulpal response to cavity restorations, Dent Mater, 16 :432-440, 2000.

7. COX CF, FELTON D, BERGENHOLTZ G.- Histological response of infected cavities treated with Gluma and Scotchbonddentin bonding agents, Am J Dent, 1 : 189-194, 1988.

8. COX CF, KEALL CL, OSTRO E, BERGENHOLTZ G.- Biocompatibility of surface sealed dental materials against exposedpulp, J Prosth Dent, 57 : 1-8, 1987.

9. DIETSCHI D, SCAMPA U, CAMPANILE G, HOLZ J.- Marginal adaptation and seal of direct and indirect class IIcomposite resin restorations : An in vitro evaluation, Quintessence Int, 26, 2 : 127-138, 1995.

10. EAKLE WS.- Effect of thermal cycling on fracture strength and microleakage in teeth restored with a bondcomposite resin, Dental Mater, 2 : 114-117, 1986.

11. CRIM GA, GARCIA-GODOY F.- Microleakage : the effect of storage and cycling duration, J Prosthet Dent, 57 : 574-578, 1987.

12. GEURTSEN W, SPAHL W, LEYHAUSEN G.- Residual monomer/additive release and variability in cytotoxicity of light-curing glass-ionomer cements and compomers, J Dent Res, 77, 2012-2019, 1998.

13. HAHN P., SCHALLER H.-G., MÜLLNER U.-Marginal leakage in class II-restorations after use of ceramic-inserts lutedwith différent materials, JOR, 25 ; 567-574, 1998.

14. HAKIMEH S, VAIDYANATHAN J, HOUPT ML, VAIDYANATHAN TK, VON HAGEN S.- Microleakage of compomer class Vrestorations : effect of load cycling, thermal cycling, and cavity shape differencies, J Prosthet Dent, 83 : 194-203, 2000.

15. HANSEL C, LEYHAUSEN G, MAI UEH, GEURSTEN W.- Effects of various resin composite (co)monomers and extracts ontwo caries-associated micro-organisms in vitro, J Dent Res, 1 : 60-67, 1998.

16. HEBLING J, GIRO EMA, COSTA CAS.- Human pulpal response after adhesive system application in deep cavities, J Dent, 27 : 557-564, 1999.

17. IRIE M, SUZUKI K.- Current luting cements : marginal gap formation of composite inlay and their mechanicalproperties, Dent Mater, 17 : 347-353, 2001.

18. MUNECHIKA T, SUZUKI K, NISHIYAMA M, OHASHI M, HORIE K.- A comparison of the tensile bond strength ofcomposite resins to longitudinal and transverse of enamel prism in human teeth, J Dent Res, 63 : 1079-1082, 1984.

19. NELSEN RJ, WOLCOTT RB, PAFFENBARGER GC.- Fluid exchange at the margin of dental restorations, J Am DentAssoc, 44 : 288-295, 1953.

20. PATERSON RC.- Bacterial contamination and the exposed pulp, B Dent J, 140 : 231-236, 1976.

21. RASMUSEN ST, PATCHIN RE, SCOTT DB, HEUER AH.- Fracture properties of human enamel and dentin, J Dent Res,55 : 154-164, 1976.

22. SIX N, LASFARGUES JJ, GOLDBERG M.- In vivo study of the pulp reaction to Fuji IX, a glass ionomer cement, J Dent,28 : 413-422, 2000. DEGRANGE M, TIRLET G.- Scellement et collage, Cah Proth, 92, 27-45, 1995.

23. WHITE SN, INGLES S, KIPNIS V.- Influence of marginal opening on microleakage of cemented artificial crowns,J Prosthet Dent, 71 : 257-264, 1994.



114

E. LEFORESTIER (1), E. DARQUE-CERETTI (2), Ch. PEITI (2), PO. BOUCHARD (2) & M. BOLLA (1)

(1) : L.B.D.O.E-UFR Odontologie- Université de Nice 24 Av .des Diables Bleus 06357 Nice Cedex 4 - France (2) : Ecole des Mines de Paris, CNRS UMR 7538, BP 207, 06904 Sophia-Antipolis Cedex, France

La viscosité caractérise l’aptitude d’un fluide à s’écouler. À notre connaissance, la littérature nerapporte aucune étude sur l’investigation de la viscosité des adhésifs dentaires. Tout au plus, il a étémontré la nécessité d’interposer une résine de basse viscosité sur l’émail traité [Dogon 1975] [Hansen1984]. Les précédents travaux portent plus sur l’étude de la tension superficielle des différents substratsimpliqués en vue d’évaluer la répercussion de ce facteur sur les phénomènes de mouillabilité. Lapénétration des résines composites dans les micro-infractuosités de l’émail dentaire traité a égalementété étudiée par Asmussen [Asmussen 1998] [Mount 1989] [uno 1992] [Werner 1994].

L’objectif principal de cette étude est de déterminer la viscosité de systèmes adhésifs amélo-dentinaires reposant sur le même principe de l’élimination complète de la boue dentinaire par laréalisation d’une couche hybride en une étape, le primaire d’adhésion et la résine adhésive étantcontenus dans le même flacon. L’objectif secondaire est d’étudier le temps de remplissage d’untubulus selon deux approches : de manière analytique et par éléments finis.


Les adhésifs :

Les trois adhésifs choisis éliminent la boue dentinaire en deux étapes : le Prime & Bond 2.1®, lePrime & Bond NT®, le Syntac Sprint®.

Le Prime & Bond NT® constitue une évolution du Prime & Bond 21® par adjonction de différentséléments (concentration de la résine augmentée, adjonction de D-résine, de T-résine et de micro-charges).

Méthode de détermination de la viscosité :

La viscosité de trois systèmes adhésifs est déterminée grâce à un viscosimètre (StressTech®Rheometer) sur lequel est monté un outil type rhéomètre de Couette (figure 1).

Cet outil, constitué d’un espace annulaire entre un cylindre creux et un cylindre tournant permetd’effectuer des mesures à cisaillement homogène. Il travaille à gradient de cisaillement faible prochedu régime newtonien. Ainsi l’évolution de la cission (en Pa) en fonction du taux de cisaillement en (1)est obtenue (t = f). La pente de cette droite donne la viscosité.

Figure 1

E. LEFORESTIER, E. DARQUE-CERETTI, Ch. PEITI, PO.BOUCHARD & M. BOLLA

Étude préliminaire de la viscosité initiale de trois adhésifs dentinaires, relationavec leur pénétration dans les tubuli

115

Les conditions expérimentales sont les suivantes :

60 gouttes d’adhésifEntrefer : 0,1 mmTempérature : 25 °C (constante)Taux de cisaillement :Durée de l’expérience : 1200 secondes

Étude analytique de la pénétration des adhésifs dans les tubuli :Les forces agissant sur un liquide pénétrant dans un tube capillaire sont, sans prendre en compte

la pression atmosphérique ni la pression appliquée, la tension de surface, la gravité mg (liée à lapression hydrostatique), la viscosité du liquide.

L’équation de Washburn (1) est obtenue en équilibrant ces trois forces [Washburn 1921],

(1)

avec :r est le rayon du capillaire, en m

g la tension de surface du liquide, en mJ. m-2 = m.N.m-1q l’angle de contact, en degrésg l’accélération due à la pesanteur, en m. s-2h(t) la hauteur du liquide à l’intérieur du capillaire à l’instant t, en m

r la densité du liquide, en g. cm-3 = 1.10+3 kg. m-3h la densité et la viscosité du liquide, en Pa. s = N/m2.s =kg.m.s-2.m-2.s = kg.m-1.s-1

Pour résoudre cette équation, il est nécessaire de comparer l’ordre de grandeur des valeursnumériques des forces dues à la pression hydrostatique avec celles des forces dues à la pressioncapillaire. On trouve ainsi le temps t de pénétration du liquide dans le capillaire :

Avec :Patm : Pression atmosphériquePeo : Pression électro -osmotique

Essai de modélisation de l’écoulement de fluide dans les tubuli :Le but de la simulation numérique consiste à analyser et à comparer l’écoulement de différents

échantillons dans des tubuli sous l’action de la gravité. Pour cela, un logiciel aux éléments finis 2DFORGE2‚ a été utilisé. Ce logiciel permet de ramener la géométrie des tubuli se référant à un problème3D à une configuration 2D axisymétrique. Ainsi, une modélisation par éléments finis est réalisée et lesrésultats obtenus peuvent être comparés à ceux de l’approche analytique.

Ce logiciel n’étant pas destiné initialement à cette utilisation, quelques hypothèses simplificatrices(géométrique, d’interface et de comportement) ont dû être réalisées.

Étude préliminaire de la viscosité initiale de trois adhésifs dentinaires,relation avec leur pénétration dans les tubuli


116

Figure 2 : Configuration géométrique du substrat et du tubulus.Vue en coupe

Un modèle de tubulus est fixé (figure 2) : hypothèse d’une cavité cylindro-conique fermée dans sapartie inférieure, de profondeur 11 mm, de rayon supérieur 1,5 mm et inférieur 0,5 mm. Ceci permetd’étudier analytiquement le temps de remplissage de ces tubuli par les adhésifs en fonction de leurviscosité, et des différentes pressions qui interviennent lors de leur mise en place sur le tissudentinaire.

DISCUSSION

La valeur de la tension de surface de l’eau a été prise dans la littérature, celle des adhésifs choisiscomme une moyenne des valeurs de polymère liquide à température ambiante [Wu 1982].

Le calcul analytique montre que la valeur de l’angle de mouillage q n’a que très peu d’influencesur le temps de remplissage du tubulus par l’adhésif. À viscosité égale (eau et Prime & Bond 2.1®) letemps de remplissage dépend de la tension superficielle. Par exemple, dans le cas précis, où il y a unfacteur 2 entre geau et g Prime & bond 2.1 le temps de remplissage est multiplié par 2.

D’autre part, pour des valeurs de tension superficielle g égale (les 3 systèmes adhésifs), c’est la viscosité hqui influe sur le temps de remplissage canalaire (cf. Prime & Bond 2.1® ou Prime & Bond® avec Syntac Sprint®).

La simulation numérique, qui elle prend seulement en compte la pression hydrostatique montreque pour trois adhésifs les temps de remplissage dépendent de la viscosité et de la masse volumique.Des calculs sont actuellement en cours pour simuler le comportement de l’eau.

Quelle que soit la méthode de calcul, les temps déterminés sont extrêmement courts. Il faut noterque les hypothèses sont très contraignantes. Dans la littérature [Morris 96] il a été par exemple montréque le temps de remplissage permettait de calculer une viscosité apparente qui était 103 foissupérieure à celle déterminée par viscosimétrie classique.

CONCLUSION

Les résultats issus du calcul analytique et de la modélisation confirment un comportement différent destrois adhésifs de viscosité différente. Les trois adhésifs rempliraient les tubuli dentinaires extrêmementrapidement. À valeur de tension superficielle identique, la viscosité interviendrait sur le temps deremplissage des tubuli dentinaires. Cliniquement, compte tenu du temps de 20 s préconisé par lesfabricants pour que ces produits imprègnent le tissu dentinaire, la viscosité de ces adhésifs ne semble pasêtre un élément déterminant dans la formation de la couche hybride.



117



SyntacSprint ® 50.10-3 1,04 10+3 30.10-3 2,7.10-9 3,8.10-9 1,84.10-2 7,21.10-2

Prime &Bond NT® 1,4.10-3 0,6 10+3 30.10-3 7,5.10-11 1.10-10 9,28.10-4 3,79.10-3

Prime &Bond 2.1® 1,1.10-3 0,58 10+3 30.10-3 5,9.10-11 7.10-11 7,34.10-4 2,6.10-3

Eau 1.10-3 1.10+3 72.10-3

LiquideViscosité

(h)(Pa.s)

MasseVolumique

(r)(kg.m-3)

Tension de surface

(g)(N.m-1)

2,2.10-11 3,2.10-11 - -

Cosq= 1Cosq= Temps t (s) où le

fluide touche lefond du tubulus

Temps t’ (s) de remplissage

du tubulus

Calcul du temps de Pénétration t(s) parméthode analytique

(sans tenir compte de la pression appliquée)

Calcul du temps de Pénétration t(s)

par méthodemodélisation

RÉSULTATS

118


[Asmussen 1998]ASMUSSEN (E.), PEUTFZELD (A.).Surface energy characteristics of adhesive monomers.Dent Mater, janvier 1998, 14 : 22-28.

[Dogon 1975]DOGON (I.L.).Studies demonstrating the need for an intermediary resin of low viscosity for the acid-etch technique.San Moritz, Switzerland, decembre 1974.St Paul : 3M Compagny (North Central Publishing), 1975 : 100-118.

[Hansen 1984]HANSEN (E.K.).Marginal porosity of light-actived composites in relation to use of intermediary low-viscosity resin.Scand Journal dental of Research, 1984, 92 : 148-155.

[Morris 1996]“Aspects de l’adhésion élastomère-métal poreux”Thèse en Sciences et Génie des Matériaux. ENSMP- Corbeil. Centre des Matériaux, 1996.

[Mount 1989]MOUNT (G.J.).The wettability of bonding resins used in the composite resin / glass ionomer “sandwich technique”.Australian Dent J, 1989, 34 : 32-35.

[Uno 1992]UNO (S.), ASMUSSEN (E.).Dentin-bonding resins : Effects of solubility parameter and fractional polarity.J Dent Res, 1992, 71 : 614 (abstr 793).

[Washburn 1921]WASHBURN (E.W.).The Dynamics of Capillary Flow. Phys Rev, 17 : 374-375, 1921.

[Werner 1994]WERNER (J.F.), INOUE (M.), ASMUSSEN (E.).Effect of wettability of adhesive resins on bonding to dentin.Am J Dent, fevrier 1994, 7 : 35-38.

[Wu 1982]WU (S.).Polymer Interface and Adhesion.Marcel Dekker, New York and Basel, 1982.

119

A. RASKIN (2), J. VREVEN (1) & J. DEJOU (2)

(1) Université catholique de Louvain, Ecole de Médecine Dentaire et de Stomatologie, Bruxelles, Belgique. (2) Université de la Méditerranée, UFR d’Odontologie de Marseille, France.

INTRODUCTION

L’objectif de notre travail n’a pas été de comparer des matériaux mais d’évaluer les facteursd’influence d’ordre méthodologique sur les résultats des études in vitro d’étanchéité. Cependant,toutes les études réalisées ont permis d’utiliser neuf adhésifs différents (avec deux protocoles de miseen œuvre pour l’un d’entre eux – CLB2Vp et CLB2Vd). Les modes d’action (dissolution ou éliminationde la boue dentinaire), la nature du solvant (eau – acétone – alcool), la présence ou l’absence decharges, et le nombre d’étapes (2 ou 3) différencient ces adhésifs.

De nombreuses publications ont cherché à montrer que tel ou tel de ces facteurs influençait lesperformances des adhésifs. Il a semblé intéressant, à la fin de cette étude méthodologique, d’utiliserla grande quantité de résultats collectés avec les neuf adhésifs testés (340 restaurations réalisées parl’opérateur 1, classe V en U et 3 000 cycles de thermocyclage), afin d’essayer de mettre en évidencel’importance respective de ces facteurs d’influence possibles.

Le but n’était pas de comparer les adhésifs. Cependant, la méthodologie appliquée a été la mêmelors de la réalisation et de l’évaluation des 340 restaurations dans notre travail. Plutôt que rechercherdes facteurs de causalité pouvant expliquer les résultats collectés, il s’est agi ici de décrire des groupescaractérisés par des facteurs de ressemblance et de dissemblance, en ce qui concerne les résultats depercolation.

OBJECTIF

Déterminer, parmi les variables permettant de caractériser un adhésif (mode d’action, solvantcontenu dans le "primer", présence de charges dans la résine adhésive, nombre d’étapes), celle(s) quiinfluence(nt) l’étanchéité des restaurations évaluées dans les tests in vitro.


1- EchantillonLes résultats des adhésifs, considérés dans cette étude, ont été repris des différentes

expérimentations réalisées in vitro. Seuls les résultats obtenus par l’opérateur 1, avec 3 000 cycles dethermocyclage et pour des cavités de classe V en U ont été retenus. 340 restaurations ont étésélectionnées pour cette étude :

- Étude 1 (Influence du délai de conservation des dents après extraction) :- Prime & Bond NT, Dentsply, Konstanz, Allemagne (PBNT) : n = 40- Gluma One Bond, Heraeus Kulzer GmbH, Wehrheim, Allemagne (GOB) : n = 40- Étude 2 (Influence de l’opérateur – opérateur 1 uniquement) :- Syntac Sprint, Vivadent, Schaan, Liechtenstein (SP) : n = 40- Coltene Duo Bond, Coltene-Whaledent, Mahwah, NJ, USA (CDB) : n = 40- Étude 3 (Influence de la forme de la cavité – cavités en U uniquement) :- Scotchbond Multi-Purpose, 3M Dental Products, St. Paul, MN, USA (SBMP) : n = 20

A. RASKIN, J. VREVEN & J. DEJOU

Propriétés des systèmes adhésifs et étanchéité in vitro.

Détermination des facteurs discriminants.

120

- Étude 5 (Influence du thermocyclage – 3 000 cycles uniquement) :- Scotchbond Multi-Purpose, 3M Dental Products, St Paul, MN, USA (SBMP) : n = 20- Clearfil Liner Bond 2, Kuraray Co, Osaka, Japon (CLB2) : n = 20- Scotchbond One, 3M Dental Products, St Paul, MN, USA (SB1) : n = 20- Optibond Solo Plus, Kerr Corp., Orange, CA, USA (OBS) : n = 20- Corrélation étanchéité / adhérence :- Scotchbond Multi-Purpose Plus, 3M, St Paul, MN, USA (SBMP) : n = 20- Optibond Solo Plus, Kerr Corp., Orange, CA, USA (OBS) : n = 20- Clearfil Liner Bond 2 V photopolymérisable, Kuraray Co, Osaka, Japon (CLB2Vp) : n = 20- Clearfil Liner Bond 2 V " dual ", Kuraray Co, Osaka, Japon (CLB2Vd) : n = 20

Tableau 1 : Classement des adhésifs (mode d’action, solvant, présence de charges et nombre d’étapes)

Tableau 2 : Résumé des résultats d’étanchéité (µm) obtenus par les adhésifs testés

AdhésifsEffectif Etanchéité (µm)

expérimental Moyenne des maxima Ecart-type1 CDB

40 (2 x 20)416 105

CDB 315 1372 CLB2 20 1 027 1 4683 CLB2Vp 20 196 4714 CLB2Vd 20 777 1 1045 GOB

40 (2 x 20)1 838 961

GOB 1 799 9596 OBS

40 (2 x 20)659 589

OBS 606 2507 PBNT

40 (2 x 20)2 037 1 059

PBNT 1 713 7858 SB1 20 1 280 1 0059 SBMP 1 393 969

SBMP 60 (3 x 20) 1 082 764SBMP 1 503 1 227

10 SP40 (2 x 20)

921 467SP 1 664 976

Adhésifs Mode d’action Solvant Charges Nombre d’étapes1 CDB Elimination boue dentinaire Eau (5 %) Oui 22 CLB2 Dissolution boue dentinaire Ethanol + eau Oui 23 CLB2Vp Dissolution boue dentinaire Eau Oui 24 CLB2Vd Dissolution boue dentinaire Eau Oui 25 GOB Elimination boue dentinaire Acétone (+ eau) Non 26 OBS Elimination boue dentinaire Ethanol + eau Oui 27 PBNT Elimination boue dentinaire Acétone Oui 28 SB1 Elimination boue dentinaire Ethanol + eau Non 29 SBMP Elimination boue dentinaire Eau Non 310 SP Elimination boue dentinaire Ethanol (+ eau) Non 2

Propriétés des systèmes adhésifs et étanchéité in vitro.Détermination des facteurs discriminants.


121

2- Analyse statistiqueLa recherche des facteurs influençant le comportement des adhésifs, considérés comme variables

explicatives, a été réalisée par la méthode A.I.D. (" Automatic interaction Detector "). Cette méthodepermet de déterminer les relations entre une variable à expliquer (Y : profondeur de pénétration dutraceur) et un ensemble de variables explicatives (Xi : mode d’action, solvant, charges, nombred'étapes). Dans ce type de méthode, les variables explicatives sont qualitatives et la variable àexpliquer, quantitative.

Le principe est de constituer, à l’aide des Xi, des sous-groupes (profils) aussi homogènes quepossible intra-groupe et aussi différents que possible inter-groupes.

Les résultats sont présentés sous la forme d’un arbre binaire. Chaque branche de l’arbre donne unprofil avec son résultat concernant la variable Y. Les branches correspondent aux sous-groupes les plusdifférents vis-à-vis de la variable à expliquer.

Chaque découpage en deux sous-groupes est réalisé de la façon suivante :- pour chaque variable Xi restante, on cherche la meilleure partition en deux sous-ensembles de

classes,- on cherche la meilleure variable explicative, c’est-à-dire celle qui sépare le mieux les individus.

L’indice de séparation est le même pour le choix de la partition et de la variable.

RÉSULTATS

n = effectif du segment ; m = moyenne arithmétique de la variable à expliquer ; s = écart-typeTSS = somme des carrés du segment (" total sum of square ")BSS = proximité des segments (" between sum of square ")b = gain entraîné par le découpage (rapport BSS / TSS segment 1)a = contribution du segment à la somme totale des carrés (rapport TSS / TSS segment 1)Convention : au cours de chaque découpage, on place dans le segment gauche, le sous-groupe

ayant la plus grande moyenne, en valeur algébrique, de l’étanchéité.

La première variable explicative qui a séparé les adhésifs a été le solvant : les adhésifs dont le" primer " contenait de l’eau ou de l’éthanol + eau ont obtenu les meilleurs résultats d’étanchéité(Figure 1). Pour ces adhésifs, la deuxième variable explicative a été la présence de charges : lesadhésifs chargés ont obtenu de meilleurs résultats d’étanchéité que les adhésifs non chargés. Par lasuite, aucune autre variable explicative n’a pu être mise en évidence pour les adhésifs à solvantacétone ou acétone + eau.

Le mode d’action (dissolution ou élimination de la boue dentinaire) et le nombre d’étapes, lors dela mise en œuvre de l’adhésif (deux ou trois étapes), n’ont pas été retenus par le test AID parmi lesfacteurs expliquant les différences de pénétration du traceur. Cependant, la relativement faible partde variabilité expliquée par ce découpage (10,4 %) montre que d’autres facteurs ont influencé cesrésultats. Deux analyses A.I.D., réalisées uniquement avec les adhésifs mono-composants (1) enincluant ou (2) en excluant les adhésifs avec “primer” auto-mordançant, n’ont pas modifié l’ordre desfacteurs d’influence obtenu en premier lieu sur la totalité des matériaux testés et, a conduit même àune augmentation de la part de variance expliquée par le découpage (12,7 %) (Annexes (CD Rom) A2– Adhésifs). Il n’en reste pas moins que les modes d’actions et le nombre d’étapes, mais aussi la naturechimique des monomères composant les adhésifs testés ont pu jouer un rôle non négligeable quel’effectif expérimental et, surtout les différences de tailles des échantillons, ont pu masquer.



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Figure 1 : Résultats de l’analyse par segmentation(méthode A.I.D. : " Automatic Interaction Detector ")

CONCLUSION

L’analyse multivariée réalisée dans ce travail (A.I.D.) a permis de mettre en évidence que la naturedu solvant et la présence ou non de charges dans les adhésifs sont les deux facteurs, parmi ceux quiont été étudiés, qui influencent le plus les résultats d’étanchéité. Dans ce cadre, ce sont les adhésifsà base d’eau ou d’éthanol et parmi eux, ceux qui contiennent des charges, qui ont semblé les plussusceptibles de limiter la percolation.



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T. VERGÉ (1), G. GRÉGOIRE (1) & P. SHARROCK (2)

(1) Laboratoire Interactions Biomatériaux Tissus Bucco-dentaires UFR Odontologie, Université Paul Sabatier, Toulouse(2) Laboratoire de Chimie Inorganique, Institut Universitaire de Technologie Paul Sabatier, Département de Chimie de Castres

INTRODUCTION

Le rôle des verrous orthodontiques est de transmettre les forces et moments délivrés par lessystèmes orthodontiques mécaniques aux dents.

L’utilisation des colles photopolymérisables s’est imposée largement aux orthodontistes par leurfacilité d’emploi ainsi que leur fiabilité, qu’elles soient à base de résine composite ou de ciment auxverres ionomères.

La manipulation de ces systèmes adhésifs dans des conditions souvent délicates (jeunes patients,difficultés de mise en place) amène les orthodontistes à rechercher des systèmes adhésifs tolérants etfiables durant le temps nécessaire à l’action de ces forces mécaniques sur les dents.

BUTS DE CETTE ÉTUDE

Évaluer l’adhérence d’un ciment aux verres ionomères sous différentes conditions d’utilisation,traitement préalable du substrat dentaire (mordançage ou conditionnement) et état physique de cesubstrat (sec ou humide).

Ces protocoles se retrouvant dans la plupart des systèmes adhésifs utilisés en orthodontie et telsqu’ils sont utilisés en pratique courante.

Corréler ces valeurs d’adhérence mesurées, à des observations en microscopie électronique àbalayage des surfaces amélaires après fracture, afin de préciser la nature de cette rupture.


La variabilité des techniques de préparation amélaire préalables (mordançage, conditionnement)ainsi que des matériaux utilisés (composite, ciment aux verres ionomères) nous a conduit à réaliserdes tests d’adhérence in vitro sur 32 prémolaires (maxillaires et mandibulaires) fraîchement extraitesselon des protocoles de collage différents.

Les verrous utilisés sont des verrous en acier à base grillagée (Prémolaire supérieure universel,ORMCO, Glendora, CA, USA).

Les systèmes adhésifs utilisés :- un système adhésif composite photopolymérisable(Transbond XT, 3M Unitek, Monrovia, CA, USA)- un système adhésif au ciment verre ionomère modifié à la résine (CVI), photopolymérisable (Fuji

Ortho LC en capsule pré dosée, GC Corporation, Tokyo, Japon)

T. VERGÉ, G. GRÉGOIRE & P. SHARROCK

Évaluation de l’adhérence de verrousorthodontiques selon différents protocoles

de collage et observation des surfaces après rupture

124

Constitution des groupes

Les dents sont débarrassées de tout substrat organique au préalable ; la surface vestibulaire,future zone de collage, est nettoyée à la pierre ponce, exempte de fluor, puis rincée abondamment.

Le lot des 32 prémolaires est divisé aléatoirement en quatre groupes de huit dents ; chaquegroupe subira un traitement avant collage différent selon le système adhésif utilisé, l’émail étant soitséché à l’air sec pendant 20 secondes jusqu'à obtention d’une surface blanche crayeuse, soit laissélégèrement humide après rinçage.

Le mordançage est réalisé à l’aide d’un gel à 37 % d’acide orthophosphorique (3M Unitek,Monrovia, CA, USA) déposé au pinceau sur les surfaces vestibulaires et activé par brossage pendant 30secondes, l’émail est ensuite rincé au spray air/eau pendant le même temps.

Le conditionnement est réalisé à l’aide d’acide polyacrylique (GC Corporation, Tokyo, Japon) à 10 %pendant 20 secondes puis l’émail est rincé selon un protocole identique.

Les racines des dents sont incluses dans des blocs de résine auto polymérisable de sectionparallélépipédique, les dimensions de ces blocs s’accordant aux mors du système de traction.

Les essais mécaniques

Les essais seront réalisés sur une machine à traction INSTRON à une vitesse constante de0,5 mm/min pour une précision de 5 kN, les tests déterminent la contrainte de cisaillement (MPa)ramenée à une surface de collage de 12.2 mm2 (surface utile du verrou).

La partie fixe du système de traction est reliée au verrou par l’intermédiaire d’un fil de ligatureorthodontique, la liaison est réalisée de telle façon que la direction de la force (l’axe du fil de ligature)soit exercée parallèlement à la base du verrou.

Les résultats sont enregistrés par un système informatisé qui délivre pour chaque essai des courbesde traction ainsi que les valeurs numériques des contraintes de cisaillement.

Observation des interfaces de rupture

Les surfaces amélaires sont ensuite dégagées de leur support résineux et préparées afin d’êtreobservées en microscopie électronique à balayage (microscope électronique environnemental ESEMPhilips XL 30).

L’observation permettra la caractérisation de la zone de fracture grâce au score ARI (AdhesiveRemnant Index) ou Index de Colle Résiduelle décrit et utilisé par Artun et Bergland 1 (1984) et parFlores et al.5 (1999).

Pour chaque groupe, des observations zonales seront répétées afin de préciser sur toute la surfacede collage la présence ou l’absence de matériau de collage après fracture.

Groupes Traitement de surface Etat Système adhésif1 Mordançage Sec Transbond XT2 Conditionnement Humide Fuji Ortho LC3 Conditionnement Sec Fuji Ortho LC4 Mordançage Sec Fuji Ortho LC

Évaluation de l’adhérence de verrous orthodontiques selon différentsprotocoles de collage et observation des surfaces après rupture


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RÉSULTATS

Résultats des tests de cisaillement

Notre étude montre des résultats conformes aux valeurs de la littérature, les valeurs descontraintes de cisaillement sont comprises entre 4.7 et 19 MPa selon les protocoles et les systèmesd’adhésion utilisés.

On note que les meilleurs résultats sont obtenus pour le matériau de collage en résine composite(Transbond XT) placé sur un émail sec et mordancé au préalable.

Les valeurs obtenues pour le Fuji Ortho LC sont variables en fonction du traitement de surface etde son état, cette différence significative entre collage sur émail conditionné sec et humide estégalement observée par les travaux de Liebmann et Jost-Brinkmann 6 (1999).

Nous constatons également de très bonne valeur d’adhérence pour le groupe 4 (émail mordancé,sec, Fuji Ortho LC), en accord également avec les autres études expérimentales publiées à ce jour,protocole qui peut sembler contradictoire connaissant les propriétés des ciments verre-ionomères(Béress et al.2, 1998 ; Chung et al.3, 1999).

Résultats des observations des faciès de rupture

Le score ARI porte sur l’évaluation quantitative en pourcentage de la surface d’émail encorerecouverte par le système de collage utilisé, après rupture de la liaison verrou / dent…

Quatre scores sont décrits, en fonction du pourcentage croissant de colle restant à la surfaceamélaire :

- score 0 : moins de 10 % de colle résiduelle- score 1 : entre 10 % et 50 % de colle résiduelle- score 2 : entre 50 % et 90 % de colle résiduelle- score 3 : plus de 90 % de colle résiduelle



126



Les scores privilégiant la protection de l’émail après rupture, concerne le score 3, obtenu enmajorité pour le groupe 4 (mordançage, sec, Fuji II LC), c’est dans le groupe 1 (mordançage, sec,Transbond XT) que la couche d’émail superficielle est la plus sollicitée, alors qu’elle a étéprécédemment agressée chimiquement par l’acide orthophosphorique.

Les groupes 2 et 3, montrent des ruptures adhésives avec un pourcentage variable selon l’état desurface de l’émail.

DISCUSSION

L’observation des résultats des tests d’adhérence nous montre que les valeurs moyennes obtenuespar les quatre groupes sont suffisantes pour mener un traitement d’orthodontie, la plupart desauteurs (Maijer et al.7, 1979 ; Reynolds, 8 1975), estiment qu’une valeur d’adhérence de l’ordre de 8MPa est compatible avec les forces exercées sur les dents par les systèmes mécaniques orthodontiques.

On peut noter, comme toutes les études réalisées, la supériorité des systèmes de collage à base derésine composite sur les ciments aux verres ionomères, cette supériorité s’explique à la fois par lespropriétés mécaniques supérieures de la colle composite sur les ciments aux verres ionomères, maisaussi par le traitement mordançant appliqué à l’émail qui majore l’adhérence par les rétentionsmicromécaniques ainsi créées.

La comparaison entre les groupes 3 et 4 ne montre pas de différence significative entreconditionnement et mordançage dans l’emploi du Fuji II LC, par contre, il semble préférable deréaliser un collage sur émail sec lorsque l’on utilise ce système adhésif après conditionnement, lesvaleurs obtenues se rapprochant trop des limites de l’utilisation clinique.

Il semble donc qu’une surface sèche après préparation amélaire (conditionnement oumordançage), associée aux couples de collage classiques : mordançage / composite ouconditionnement / CVI, amènent à des résultats probants en terme de valeur d’adhérence.

127

En terme de sollicitation des couches superficielles de l’émail, le système composite est celui quisemble provoquer les plus grandes contraintes lors de la rupture, les collages réalisés à l’aide du CVIprovoquent des fractures adhésives avec des zones où persiste le ciment sur l’émail, plus ou moinsnombreuses selon les groupes.

CONCLUSION

Au vu des résultats obtenus, quel que soit le système de collage utilisé (CVI ou colle composite) lesvaleurs d’adhérence sont compatibles avec un exercice orthodontique habituel.

S’il s’agit de rechercher des valeurs d’adhérence supérieures (cas clinique particulier, forcesexercées par les dispositifs mécaniques importantes) les composites de collage associés à un protocoleclassique semblent recommandés.

Néanmoins, ces collages au-delà de l’agression chimique qu’ils réalisent sur l’émail (8 à 15 µm),sollicitent lors de la dépose en fin de traitement ou en cas de rupture accidentelle de la liaisonverrou / dent, la surface de l’émail, pouvant provoquer des altérations préjudiciables (Fischer-Brandies H. et al.4, 1989).

D’autres études complémentaires seront nécessaires afin de quantifier ces altérations et de mieuxévaluer ainsi les répercussions sur l’organe dentaire.


1. ARTUN J., BERGLAND S. Clinical trials with crystal growth conditioning as an alternative to acid-etch enamelpretreatment.Am J Orthod. 1984 Apr ; 85(4):333-40.

2. BERESS A., TJAN AH., SCHLENKER WL., WONGSRIMONGKOL T. Bond strengths of two resin-modified glass adhesive.Am. J Orthod Dentofacial Orthop. 1998 ; 32 :299-302

3. CHUNG C., CUOZZO PT., MANTE FK. Shear bond strength of a resin-reinforced glass ionomer cement : An in-vitrocomparative study. Am. J Orthod Dentofacial Orthop. 1999 ; 115 :52-4

4. FISCHER-BRANDIES H., TRÄGNER-BORN J. Les ciments aux verres ionomères utilisés comme matériaux de fixation enorthodontie. Ortho.Fr, 1989 ; 60 : 827-34

5. FLORES AR., SAEZ G., BARCELO F. Metallic bracket to enamel bonding with a photopolymerizable resin-reinforcedglass ionomer. Am. J Orthod Dentofacial Orthop. 1999 ; 116 :514-17

6. LIEBMANN SM., JOST-BRINKMANN PG. In-vitro study of resin-modified glass ionomer cements for cementation oforthodontic bands. J Orofac Orthop 1999 ; 60 :348-60

7. MAIJER R., SMITH DC. A new surface treatment for bonding. J. Biomed. Mater. Res.1979 ; 13 :975-85

8. REYNOLDS IR. À review of direct orthodontic bonding. Br. J. Orthod. 1975 ; 2:171-78



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D. GLAVINA (1), F. COURSON (2), W. ARANDA (2),JP. ATTAL (2) & M. DEGRANGE (2)

(1) Faculté de Chirurgie Dentaire Zagreb, Croatie(2) Groupe de Recherche Biomatériaux, Faculté de Chirurgie Dentaire Paris 5, Montrouge, France

OBJECTIFS DE L'ÉTUDE :

1/Évaluer le potentiel d'étanchéité procuré par 2 adhésifs auto mordançants (Clearfil SE bond-Kuraray(CSEbond) – et Prompt L pop(Plpop) – 3M/ESPE) versus un pre-mordançage classique (H3PO437 %).

2/Étudier les performances d'un composite fluide (Tetric Flow(Tflow) – Vivadent) en alternative àun sealant (Concise White Sealant (CWS) – 3M/ESPE).


90 dents réparties en 6 groupes = Groupe 1 : H3PO4 + CWS / Groupe 2 : PlpopLC + CWS / Groupe3 : Plpop + CWS / groupe 4 : H3PO4 + Tflow / Groupe 5 : Plpop + Tflow / Groupe 6 : Clearfil SE bond+ CWS. Après thermocyclage et coloration au nitrate d'argent, les dents sont enrobées et sectionnées.Sous loupe binoculaire, 2 paramètres sont enregistrés : 1. Pénétration du matériau dans les puits etfissures, 2. Étanchéité suivant la méthode des scores (de 0 à 3). Pour l'analyse statistique, le plusmauvais score est retenu pour chaque échantillon. L'effet matériau et/ou l'effet de traitement desurface sont mis en évidence par un test non-paramétrique de Kolmogorov-Smirnov. Pour lacomparaison des lots 2 à 2, un test de Kruskal-Wallis et un test de Mann-Whitney sont utilisés.

RÉSULTATS

Pour la pénétration du matériau il existe une différence significative entre les deux matériaux (p = 0,001) : la résine fluide remplissant moins bien les puits et fissures des dents permanentes. Aucontraire, le traitement de surface n'influence pas le taux de pénétration (p=0,08). Le choix dumatériau n'influence pas l'étanchéité (p=0,16). Par contre, le traitement de surface montre unedifférence significative entre les différents groupes (p=0,0006). L'H3PO4 reste le meilleur traitementde surface. Les meilleures combinaisons sont H3PO4 + Tflow, H3PO4 + CWS et SE bond + CWS.

CONCLUSION

En terme de pénétration, l'utilisation d'une résine fluide ne s'avère pas aussi efficace que lesealant traditionnel. Pour l'étanchéité, le traitement de surface est plus important que le choix dumatériau. L'acide phosphorique reste le meilleur traitement quel que soit le matériau. Au contraire,l'utilisation d'un “Tout en un” ne présente pas une bonne étanchéité quelque soit le matériau. Le self-etching primer avec le sealant peut être un bon compromis.

SELF-ETCHING ADHÉSIFS, SEALANTS

D. GLAVINA, F. COURSON, W. ARANDA,JP. ATTAL & M. DEGRANGE

Évaluation in vitro des performances de deux adhésifs auto-mordançants

et d’un composite fluide pour l’obturation de puits et fissures

Philippe ROCHER

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