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Principes généraux de réalisation d’une prothèse dentaire
Dans un premier temps, nous allons nous intéresser aux couronnes dentaires. La couronne est une prothèse fixée venant recouvrir la partie visible d’une dent endommagée afin de lui rendre sa morphologie originelle. Il existe plusieurs familles de couronnes dentaires, que l’on classe généralement par les matériaux utilisés. Tout d’abord, il y a la forme la plus ancienne, à savoir la couronne métallique. Elle est constituée d’une seule pièce de métal formée sur mesure. Ensuite on trouve la couronne céramo-métallique, où une couche de céramique vient recouvrir la prothèse métallique, afin de lui donner de meilleures propriétés esthétiques. Enfin, certaines couronnes sont entièrement en céramique, elles facilitent le rendu esthétique et la biocompatibilité en supprimant le métal. Elles peuvent être massives, éventuellement maquillées, ou composées d’une armature fabriquée dans une céramique plus solide comme de la zircone ou l’alumine et d’une couche de céramique cosmétique plus fragile mais plus esthétique. La prothèse fixée peut être simple : elle remplace la couronne naturelle d’une seule dent, ou multiple. On parle alors de pont fixe dentaire, les dents piliers, qui s’appuient sur des racines dentaires existantes servent de support au dispositif qui vient pallier à l’absence de certaines dents.
Les restaurations céramo-métalliques : Les couronnes céramo-métalliques sont constituées de deux éléments distincts (Figure 1). Le cœur de la prothèse est constitué par un alliage métallique, qui est recouvert d’un second matériau céramique. On parle parfois de prothèse bi-laminaire, car composée de deux matériaux. La couche la plus profonde (un alliage métallique) épouse, dans son intrados, la forme de la préparation dentaire. Ce matériau de structure est utilisé pour ses propriétés mécaniques. La couche superficielle, dite « cosmétique », donne à la restauration son aspect esthétique. Elle doit cependant présenter également des propriétés mécaniques suffisantes, aussi bien en termes de résistance à la fracture qu’à l’usure. En effet, c’est cette couche qui vient au contact de la dent antagoniste ou du bol alimentaire. La prothèse dentaire est réalisée sur une dent présentant un délabrement. Le choix dutype de restauration est fonction de nombreuses caractéristiques cliniques qui ne seront pas discutées dans ce document. Toute dent présentant un délabrement suffisant pour indiquer une restauration périphérique est une bonne candidate à une prothèse de type couronne dentaire. La phase de préparation dentaire est réalisée par le chirurgien-dentiste. Elle se fait à la fois de manière additive et soustractive pour donner au substrat dentaire une forme rétentive, stabilisatrice et sustentatrice pour la future restauration (Figure 2). Dans l’attente de la réalisation de la prothèse finale, il est nécessaire de protéger l’organe dentaire résiduel, tout en lui rendant transitoirement une esthétique et une fonction. Cette phase d’attente et d’évaluation est également une phase de maturation tissulaire pour la gencive périphérique. Une couronne provisoire est alors posée en protection de la dent ainsi préparée. Les matériaux employés sont d’une mise en œuvre rapide et utilisables directement au cabinet, sans phase de laboratoire. On emploie de la résine méthacrylique ou du composite chémopolymérisable. Lorsqu’une temporisation de plus longue durée est envisagée, il est possible de recourir à des techniques de laboratoire afin de réaliser des prothèses transitoires plus durables. Cette phase d’attente passée, la teinte est enregistrée par comparaison d’un teintier avec les dents adjacentes. Il existe également des teintiers électroniques, ou spectrocolorimètres. Les empreintes des arcades maxillaire et mandibulaire sont réalisées (Figure 4) à l’aide d’un élastomère positionné dans un porte-empreinte rigide. Il est également possible de réaliser ces empreintes à l’aide d’une caméra optique générant un fichier numérique. L’enregistrement des rapports d’occlusion est obtenu par interposition d’un élastomère ou d’une cire entre les arcades au moment de la fermeture. Des enregistrements complémentaires sont parfois nécessaires en fonction de la complexité de la situation clinique. Au laboratoire de prothèse, les empreintes sont ensuite moulées pour obtenir des modèles positifs en plâtre dur (classe IV). Chaque pilier est individualisé, détouré de manière à faire nettement apparaître les limites de la préparation, puis repositionné sur un modèle complet d’arcade (Figure 5). Ces modèles sont ensuite montés sur un articulateur ou un occluseur dans une situation similaire à celle enregistrée en bouche. Une clé est ensuite découpée en deux dans le sens vestibulo-lingual, une autre dans le sens mésio-distal. Elles servent de repère au prothésiste pour construire un modèle en cire de la future armature (Figure 7). En effet, cette armature doit à la fois s’adapter aux surfaces dentaires préparées (dans son intrados) mais également être d’un volume suffisant compte tenu de ses propriétés mécaniques. Il est également important qu’elle ménage un volume résiduel – entre la face externe de l’armature (extrados) et la face interne de la clé en élastomère compatible avec les propriétés optiques, mécaniques et physico-chimiques de la céramique cosmétique qui viendra occuper cet espace. La maquette en cire de la future armature est incluse dans un cylindre rempli, dans un second temps, par un revêtement réfractaire (Figure 8) dont les propriétés physico-chimiques (et en particulier le coefficient de dilatation thermique) sont compatibles avec l’alliage utilisé pour la coulée. Un prolongement de cire permet de ménager une ouverture qui servira ensuite à l’injection de l’alliage en fusion. Le cylindre est ensuite chauffé pour brûler la cire qui se calcine avec un minimum de résidus. L’ensemble est alors placé dans une fronde qui permet d’injecter l’alliage de coulée en fusion. Après refroidissement de la pièce, le cylindre est démoulé et le revêtement réfractaire éliminé par de l’acide, par sablage à l’oxyde d’alumine (Al2O3) ou par projection de billes de verre. L’armature brute de coulée est ensuite rectifiée par fraisage. La tige de coulée est éliminée. L’extrados de l’armature est ensuite sablé avec une granulométrie et une pression adaptées à l’alliage utilisé (variant de 100 à 250 µm et de 2 à 4 bars). L’armature est ensuite oxydée à haute température (supérieure à la température de cuisson de la céramique) dans un four à céramique, de manière à modifier les propriétés chimiques de surface et favoriser ainsi la mouillabilité. On s’appuie sur des tableaux qui indiquent les températures d’oxydation en fonction de l’alliage utilisé. Une fine couche de céramique est enfin appliquée sur la surface de l’armature (Figure 9). Cette première couche masque l’aspect gris sous-jacent et crée l’interface entre l’alliage métallique et la céramique. La céramique utilisée est choisie en fonction du matériau d’armature. Le coefficient linéaire de dilatation thermique est un facteur primordial. La céramique cosmétique est alors appliquée au pinceau ou à la spatule sous la forme d’un mélange poudre/liquide. On utilise des masses aux propriétés optiques différentes. La température de fusion de ces masses est choisie pour être décroissante. Une masse dentine, en profondeur, aura ainsi une température de fusion supérieure à celle d’une masse émail. La masse émail étant appliquée après la masse dentine, sa cuisson ne doit pas venir déstabiliser la masse dentine sous-jacente (Figure 10). Après application, chaque masse est vibrée et condensée de manière à éliminer la partie liquide de la pâte. Après la dernière cuisson qui précède l’essayage clinique, la couronne, alors appelée biscuit a acquis sa teinte et sa forme finales, mais présente encore un état de surface brut. Lors de cet essayage, on valide l’intensité des contacts proximaux en passant un fil dentaire. Si nécessaire, on les retouche par meulage quand ils sont trop forts ou on calibre l’espace à l’aide de jauges métalliques, quand ils sont trop faibles. On contrôle visuellement l’adaptation de l’élément prothétique, à la sonde, et éventuellement à l’aide d’un élastomère fluide interposé entre cet élément et la préparation dentaire. Enfin, les contacts en occlusion statique et dynamique sont mis en évidence par du papier marqueur de différentes épaisseurs et de différentes couleurs. A ce stade, des retouches sont encore envisageables. On confirme le résultat esthétique et la teinte après humidification du biscuit, ce qui permet de lui donner une certaine brillance et de simuler ainsi une céramique glacée. La prothèse, maintenant validée cliniquement, bénéficie d’une dernière étape de polissage, puis de glaçage avec la cuisson d’une dernière couche de céramique très fluide et translucide (Figure 11). La dernière étape clinique consiste à assembler la prothèse par scellement ou par collage. Ces techniques de restauration présentent cependant différents inconvénients. D’un point de vue chimique, les alliages métalliques ne sont pas stables dans le milieu buccal et sont susceptibles de générer des phénomènes de corrosion, causes de tatouages gingivaux, modification du goût, sensibilités, dégradation des joints des restaurations… D’un point de vue esthétique, l’opacité et l’aspect plus ou moins gris des armatures métalliques sont des problèmes. A contrario, la dent naturelle est translucide. Le technicien prothésiste doit donc jouer sur l’épaisseur de céramique pour créer une illusion d’optique. L’épaisseur minimale, nécessaire à l’obtention d’un résultat esthétique satisfaisant, est prise sur le volume de dent résiduelle : Cela constitue un frein à la conservation tissulaire. En dehors de toutes considérations techniques, le matériau idéal devrait avoir à la fois des propriétés optiques, chimiques et mécaniques qui permettent son utilisation prothétique dans le volume le plus faible possible.
La zircone, alternative au métal et aux procédés céramo-métalliques : En parallèle, ces dernières décennies ont vu l’apparition successive de nouvelles céramiques, aux propriétés mécaniques améliorées. L’engouement pour ces nouveaux matériaux est flagrant. On note ainsi que de 2007 à 2013, la part de prothèses fixes réalisées en « tout céramique » par l’un des principaux laboratoires de prothèse américain est passée 20% à 80% (Christensen, 2014). L’une d’entre-elles, la zircone, précédemment utilisée en médecine et présentée comme une alternative au métal, s’est rapidement démocratisée en dentisterie. Le zircon est une pierre connue depuis l’Antiquité. Son nom vient du Perse zar (or) et gun (couleur). La zircone est un oxyde métallique dénommé oxyde de zirconium, de formule ZrO2. Elle associe un cation Zr4+ à deux anions O2-. Cet oxyde a longtemps été utilisé comme colorant pour les céramiques, après sa caractérisation en 1789 par le chimiste allemand Martin Heinrich Klaproth (Piconi & Maccauro, 1999). Ce matériau à l’état pur est polymorphique : sa forme cristalline varie en fonction de la température (Figure 12) : monoclinique jusqu’à 1170°C, puis quadratique jusqu’à 2370°C et enfin, cubique avant d’atteindre la température de fusion (I. Denry & Kelly, 2008). La géométrie d’un cristal fait référence à celle de sa maille élémentaire. La géométrie du plus petit volume qui le constitue entraine également parfois la forme naturelle des monocristaux macroscopiques. A titre d’exemple, la Figure 13 montre un cristal d’anatase de forme quadratique. La Figure 14 illustre la forme monoclinique, il s’agit ici d’un cristal d’augite. A température ambiante le zircon se présente sous sa phase monoclinique. Cependant, la maille monoclinique étant plus volumineuse que la maille quadratique, des fêlures apparaissent lors du refroidissement. Dans le domaine biomédical, ce matériau a initialement été utilisé pour la réalisation de prothèses de hanche, dans les années 1990 – 2000. Cependant un taux de fracture important a conduit à son retrait de ce marché en 2001 (Chevalier, 2006). Son utilisation en dentisterie n’a été rendue possible que par sa stabilisation en phase quadratique à température ambiante. Des oxydes tels que le magnésium (MgO), l’alumine (Al203), le cérium (CeO2), l’yttrium (Y2O3) et le calcium (CaO) permettent de modifier sa structure cristallographique. La zircone la plus utilisée en dentaire est la 3Y-TZP (3 mol% d’oxyde d’yttrium) (Figure 15). TZP, sigle de Tetragonal Zirconia Polycrystal, signifie donc qu’elle est partiellement stabilisée dans sa forme quadratique (Grémillard, 2002). La Figure 16 montre, au sein d’une maille zircone, le remplacement d’un cation Zr4+ par un cation Y3+ et la lacune d’oxygène quien découle afin de maintenir la neutralité électrostatique. A température ambiante, après frittage à 1500°C, la 3Y-TZP est composée très majoritairement de phase quadratique (Figure 17) (Chevalier, Gremillard, Virkar, & Clarke, 2009; Scott, 1975), mais également de phase cubique. La présence de ces phases cubiques, conséquence d’une mauvaise répartition des cations d’yttrium n’est pas favorable (Chevalier, Deville, Münch, Jullian, & Lair, 2004). Dans une maille de zircone, un cation de zircone (Zr4+) est remplacé par un cation d’yttrium (Y3+). 4 ions d’oxygène (O2-) sont remplacés par 3. Cela génère une lacune d’oxygène pour chaque paire de cation yttrium afin de maintenir la neutralité électrostatique (Figure 18 gauche). C’est cette lacune d’oxygène qui stabilise la phase quadratique (Fabris, Paxton, & Finnis, 2002). Les phases cubiques contiennent davantage de cations d’yttrium et donc de lacunes d’oxygène (Figure 18 droite), ce qui génère, en général, une moindre concentration de ces ions d’yttrium dans leur environnement. La phase quadratique environnante est donc moins stable et plus susceptible de se transformer en phase monoclinique (4 contre 1) (Fabris et al., 2002). Les flèches pointent les lacunes d’oxygènes qui sont 4 fois plus nombreuses pour la phase cubique que pour la phase quadratique (Source : Fabris, 2002). Le matériau est majoritairement figé dans une phase quadratique métastable à température ambiante. Cette instabilité se manifeste, sous certaines conditions, par une tendance du matériau à retrouver sa forme monoclinique. Le passage de la forme quadratique à monoclinique est une transformation de type martensitique, c’est-à-dire qu’il s’agit d’un changement de structure cristalline sans diffusion d’atomes. Cette transformation s’opère à l’état solide par déplacement des atomes sur une très faible distance, sans modification de la composition chimique. Cette évolution entraîne une déformation par cisaillement de la maille cristalline. Les deux structures cristallines cohabiteront alors. La rupture de l’état métastable de la forme quadratique peut avoir deux origines : Le renforcement par transformation de phase (on parle alors de transformation toughening, ou durcissement) Un apport énergétique externe, tel que l’énergie mécanique nécessaire à l’amorçage d’une fêlure, suffit à déclencher cette transformation latente qui ramène le cristal en phase monoclinique stable. Ce changement de phase sous contrainte, découvert en 1975 (Garvie, Hannink, & Pascoe, 1975), est associé à une augmentation volumique des grains, de l’ordre de 4% (Bona, Pecho, & Alessandretti, 2015) à 5% (Chevalier et al., 2009). La dilatation des grains en regard de la fracture ralentit sa propagation par compression, ce qui majore les propriétés mécaniques du matériau et en particulier sa ténacité. La Figure 19 illustre la « cicatrisation » d’une fissure au sein de la zircone. Les grains situés sur les bords du défaut subissent une transformation de phase sous l’effet de l’énergie apportée par la contrainte ayant généré la fêlure. L’augmentation du volume de ces grains ferme la fissure et empêche ainsi sa propagation. Si l’on compare les valeurs de résistance à la rupture (par essai de flexion 4 points), un échantillon de zircone monoclinique donne des valeurs de l’ordre de 250 MPa, alors que s’il est stabilisé en phase quadratique, sa résistance à la rupture atteint les 650 MPa (Garvie et al., 1975). Si l’on s’intéresse à la ténacité qui représente davantage la résistance d’un matériau à la propagation d’une fissure, celle de la zircone Y-TZP est de 6 à 8 MPa.m1/2 alors que la zircone quadratique n’est que de 1,5 MPa.m1/2 (Grémillard, 2002). La dégradation hydrique (Low Temperature Degradation) : En milieu humide et en dessous de 400°C, la phase quadratique se déstabilise lentement en phase monoclinique sans aucune contrainte. Les mécanismes expliquant cette transformation ne sont pas encore parfaitement identifiés mais on peut noter que cette transformation se fait par nucléation et croissance à partir de la surface du matériau (Chevalier et al., 2009). La transformation est déclenchée chimiquement par diffusion de dérivés aqueux indéterminés. Si la première conséquence de la transformation quadratique à monoclinique, à savoir le renforcement par transformation de phase, est positive, la seconde, la dégradation hydrique, l’est nettement moins. Malheureusement, ces deux processus sont intimement liés puisqu’ils découlent du même phénomène. Une augmentation de la concentration en yttrium (jusqu’à 8mol%) stabilise davantage la phase quadratique, puis la phase cubique, et réduit, de ce fait, la susceptibilité du matériau au vieillissement hydrique. Cependant, la stabilisation lui fait malheureusement perdre sa capacité de « cicatrisation » (Lughi & Sergo, 2010). Dans un article récent, certains auteurs envisagent même que le support liquide de la céramique cosmétique en poudre, utilisé lors de son modelage sur la chape zircone, pourrait être à l’origine d’une dégradation hydrique. Ils conseillent donc de bien sécher la céramique avant cuisson. La première couche de céramique appliquée se doit alors d’être la moins épaisse possible afin de faciliter son séchage (Tholey, Berthold, Swain, & Thiel, 2010).
Influence du matériau constituant l’armature
Dans leur étude par la méthode du hole-drilling (ou trou incrémental en français), dont le principe de fonctionnement sera développé au chapitre 5, Mainjot et Collaborateurs (A. K. Mainjot, Schajer, Vanheusden, & Sadoun, 2011c) adaptent au domaine dentaire une méthode industrielle de mesure des contraintes résiduelles. En calculant les contraintes résiduelles présentes dans la céramique cosmétique d’un disque bicouche cosmétique/armature, Ils mettent en évidence une différence d’intensité de ces contraintes en fonction du substrat de l’armature (Figure 25). Ainsi, si le profil de ces contraintes diffère peu à la surface de l’échantillon, avec une zone en compression, il s’inverse graduellement pour passer en tension entre 0,5 et 1 mm de la surface. Le différentiel est alors plus marqué avec une intensité accrue pour les contraintes mesurées sur les échantillons à armature zircone.
Influence de l’écart de coefficient de dilatation thermique sur les contraintes résiduelles
Une étude en photoélasticimétrie de 2012 met en évidence le rôle du différentiel de coefficient de dilatation thermique entre la ceramique de couverture et l’armature, dans la formation de contraintes résiduelles (R Belli et al., 2012). Tout matériau va subir une variation volumique en fonction de la variation de température. Si les coefficients de dilatation thermique de l’armature et du substrat sont identiques, les deux matériaux vont se contracter de la même façon lors du refroidissement. En théorie, il n’y aura cela ne génèrera aucune contrainte. En pratique, les coefficients de dilatation thermique des deux matériaux diffèrent. La solidarisation de deux matériaux qui se contractent différemment lors du refroidissement engendre des contraintes internes de part et d’autre de l’interface. Plus le matériau a un faible module d’élasticité, et plus il va relâcher ces contraintes en tentant de se déformer élastiquement. Un matériau plus rigide va emmagasiner ces contraintes jusqu’à la fracture éventuelle. Cependant, il s’agit d’un raisonnement simplifié car si l’armature en zircone est relativement homogène, la céramique cosmétique est très inhomogène puisque constituée d’inclusions cristallines dans une phase vitreuse. Le coefficient de dilatation thermique global de la céramique correspond à l’intégration des coefficients de tous les éléments qui la constituent. Les cristaux de leucite présentent par exemple un très fort coefficient de dilatation thermique. Le coefficient de dilatation thermique de la céramique va donc augmenter en fonction de sa teneur en leucite. La contraction de la céramique sur l’armature lors du refroidissement n’est donc pas homogène, pour cette simple raison. A cette constation s’ajoutent la variabilité des épaisseurs des différents matériaux, l’anatomie complexe des prothèses dentaires, le manque d’homogénéité thermique du four, l’inhomogénéité de diffusion thermique dans les matériaux, ce qui est d’autant plus vrai avec l’armature en zircone, reconnue pour ses propriétés d’isolant thermique. Lorsque les matériaux utilisés présentent des coefficients de dilatation thermique compatibles, il existe, à température ambiante, une mise en compression de la céramique cosmétique, qui en augmente les propriétés mécaniques. Il s’agit du même phénomène que les éléments précontraints utilisés dans le bâtiment. Une incompatibilité est susceptible d’entraîner une inversion de ces contraintes résiduelles, mettant la céramique cosmétique en tension, ce qui va fortement dégrader ses propriétés mécaniques. Il est possible d’imaginer que les contraintes résiduelles en compression agissent comme un cerclage, l’initiation et la propagation d’une fissure sont alors limitées. Il faut cependant remarquer que si ces contraintes sont trop importantes, comme on pourrait le voir avec un cerclage, des fractures parallèles au plan d’application des contraintes peuvent apparaître. A l’inverse, des contraintes résiduelles en tension ont tendance à favoriser une traction sur le matériau qui favorise la propagation des fissures dans un plan perpendiculaire à celui sur lequel s’appliquent les contraintes. Cette question a été largement étudiée dans les années 70-80 au moment de l’apparition des armatures en alliage nickel-chrome. Alors que la céramisation des armatures en alliage d’or était maîtrisée empiriquement depuis longtemps, le changement de matériau d’armature a posé des problèmes. Cependant, l’absence de test de référence pour valider leur compatibilité est une difficulté majeure (Benetti, Della Bona, & Kelly, 2010). Le coefficient de dilatation thermique de la céramique cosmétique, mesuré entre les températures de transition vitreuse et ambiante, est choisi traditionnellement et de manière totalement empirique, légèrement inférieur à celui de l’armature afin qu’il génère des contraintes résiduelles en compression dans la céramique cosmétique. Aucune méthode reproductible permettant de déterminer le différentiel idéal n’est décrite et utilisée comme norme. On ne peut trouver que des ordres de grandeur de ces coefficients (DeHoff et al., 2008). Ainsi, dès 1985, Walton et O’Brien, dans une étude sur des disques et des sphères en alliage nickel-chrome émaillés, relèvent que tous les échantillons présentant un différentiel Δα=αa−αc de -2,4.10-6 °C-1 à +1.10-6 °C-1 n’ont pas fracturé, tandis que les échantillons compris entre 1,4.10-6°C-1 et 2,7.10-6°C ont fracturé sur des géométries sphériques mais pas sur des disques (Walton & O’Brien, 1985). Enfin, tous les échantillons supérieurs à 2,7 x10-6 °C-1 ont fracturé, quelle que soit la géométrie. Dans une autre étude sur des échantillons en forme de bridges en alliage de nickel chrome émaillés, les auteurs relèvent qu’un Δα de +0,7.10-6 °C-1 ne génère pas de fracture dans le laps de temps évalué par l’étude. En revanche, les échantillons céramisés avec un différentiel Δα de +1,8.10-6 °C-1 et +2,3.10-6 °C-1 fracturent (Anusavice, Dehoff, Gray, & Lee, 1988). La signification de ces chiffres reste cependant très relative car il est difficile d’isoler un seul paramètre. Ainsi, d’autres facteurs sont aussi relevés tels que la viscosité, la mouillabilité, la vitesse de refroidissement (Bertolotti, 1980; Rues, Kröger, Müller, & Schmitter, 2010), ou encore la conductivité thermique. Une étude plus récente qui s’intéresse cette fois à l’émaillage d’armature en vitrocéramique (Steiner, Kelly, & Giuseppetti, 1997) détermine le type de fracture associée à des contraintes en compression ou en tension de la céramique d’émaillage. Elle ne relève pas de fracture en dessous d’un Δα de 0,6.10-6 °C-1. Cependant une remarque particulièrement intéressante explique que les contraintes en compression, décrites comme favorables dans la céramique cosmétique, sont équilibrées par des contraintes en tension dans l’armature. Ces contraintes dans l’armature ne sont pas problématiques lorsqu’elle est plutôt ductile comme c’est le cas des armatures métalliques mais si elle présente des propriétés mécaniques plus fragiles, telle l’armature en vitro céramique de l’étude, alors un trop grand Δα peut générer une fracture de l’armature elle-même. Il faut aussi remarquer que dans toutes ces études, le protocole de cuisson est proche des recommandations du fabricant (avec parfois quelques modifications légères visant à optimiser l’homogénéité de la température de l’échantillon). L’échantillon est donc maintenu un temps relativement bref à une température élevée, au-dessus de Tg. La céramique cosmétique reste donc principalement à l’état solide, ce qui réduit les possibilités d’interactions chimiques entre le matériau d’armature et celui de couverture.
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Table des matières
1 Introduction
2 L’écaillage : état de l’art
2.1 Principes généraux de réalisation d’une prothèse dentaire
2.1.1 Les restaurations céramo-métalliques
2.1.2 La zircone, alternative au métal et aux procédés céramo métalliques
2.1.3 Problématique clinique : l’écaillage
2.2 Etudes du phénomène d’écaillage et hypothèses formulées
2.2.1 Caractérisation de l’écaillage
2.2.2 Défaut de conception de l’infrastructure
2.2.3 Défaut de préparation de la surface de l’infrastructure
2.2.4 Incompatibilité entre la céramique cosmétique et l’infrastructure
2.3 Origine des contraintes résiduelles
2.3.1 Influence du matériau constituant l’armature
2.3.2 Influence de l’épaisseur de céramique cosmétique sur les contraintes résiduelles
2.3.3 Influence du refroidissement
2.3.4 Influence de l’écart de coefficient de dilatation thermique sur les contraintes résiduelles
3 Etude de l’influence des propriétés thermomécaniques sur les contraintes résiduelles
3.1 Matériel et méthodes
3.1.1 Céramiques d’émaillage
3.1.2 Caractérisation par dilatométrie
3.1.3 Préparation des échantillons
3.1.4 Méthode de mesure par trou incrémental
3.2 Résultats
3.2.1 Mesure du CTE et de Tg
3.2.2 Analyse des profils des contraintes résiduelles
3.3 Discussion
3.3.1 Influence du différentiel de dilatation thermique sur la survie des échantillons
3.3.2 Influence du différentiel de coefficient de dilatation thermique sur les contraintes résiduelles
3.4 Conclusions
4 Origine chimique des contraintes résiduelles
4.1 Matériels et méthodes
4.1.1 Préparation des disques de zircone Y-TZP
4.1.2 Enregistrement du profil des disques
4.1.3 Analyse au dilatomètre
4.1.4 Analyse au microscope électronique à balayage
4.2 Résultats et discussion
4.2.1 Evolution du profil des disques
4.2.2 Mesures du CTE et de Tg
4.2.3 Courbure théorique
4.2.4 Comparaison entre durée de cuisson et fréquence de cycle
4.2.5 Observations au microscope électronique à balayage
4.3 Conclusion
5 Dilatométrie laser expérimentale
5.1 Matériel et Méthodes
5.1.1 Préparation des disques de zircone Y-TZP et émaillage
5.1.2 Dilatomètre
5.1.3 Système de chauffage
5.1.4 Le programmateur PID
5.1.5 Système de mesure laser
5.1.6 Cycle de chauffe des échantillons
5.2 Résultats
5.2.1 Schématisation, sur un cycle, des enregistrements obtenus sur les échantillons émaillés
5.2.2 Enregistrements obtenus sur les échantillons témoins non émaillés
5.2.3 Recherche d’une déformation permanente
5.3 Discussion
5.3.1 Fiabilité des mesures
5.3.2 Analyse des cycles thermiques des échantillons émaillés
5.4 Conclusions
6 Conclusion
6.1 Récapitulatifs des conclusions obtenues au cours des différentes expérimentations
6.1.1 Effet du différentiel de coefficient de dilatation thermique
6.1.2 Interaction chimique
6.1.3 Déformation des disques lors du processus de cuisson
6.2 Analyse combinée et confrontation des hypothèses formulées avec les résultats obtenus
6.2.1 Hypothèse de la transformation de forme cristalline
6.2.2 Hypothèse de l’interdiffusion à l’interface
6.2.3 Hypothèse de la silicidation
6.3 Explorations futures
7 Bibliographie
8 Table des Illustrations
9 Annexes
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