1. UNIVERSITE DE POLYNESIE FRANCAISE
MEMOIRE
Pour l’obtention du
Diplôme Universitaire en Implantologie Orale
Année 2005/2006
Présenté et soutenu par Jean-Pierre LEVAUX
INTERET DU SYSTEME CEREC EN
IMPLANTOLOGIE
JURY :
Professeur Marie -Françoise HARMAND (Directeur de
Recherche au C.N.R.S.)
Docteur Francis - André POULMAIRE (Président de la
SFBSI et Académie de Chirurgie Dentaire)
1

2. SOMMAIRE :
INTRODUCTION :.............................................................................. 4
CORROSION ET BIOCOMPATIBILITE: ...................................... 7
1. Généralités : ........................................................................................... 8
SPECIFICITE DES IMPLANTS DENTAIRES : ..................................................... 8
BIOCOMPATIBILITE ET BIOFONCTIONNALITE :.......................................... 8
CORROSION DES METAUX : ................................................................................. 9
2. Définitions : .......................................................................................... 10
CORROSION CHIMIQUE OU OXYDATION : ................................................... 10
CORROSION ELECTROCHIMIQUE : Corrosion en milieu humide ................ 11
DIFFERENTES FORMES DE CORROSION : ..................................................... 13
3. Comportement électrochimique des alliages dentaires : ................. 19
ALLIAGES PRECIEUX : ......................................................................................... 19
ALLIAGES ACTIFS OU CORRODABLES : AMALGAMES DENTAIRES : .. 20
ALLIAGES PASSIVABLES :................................................................................... 20
LES CERAMIQUES DENTAIRES: ................................................ 22
1. Généralités : ......................................................................................... 23
DEFINITIONS : ......................................................................................................... 23
PORCELAINE : ......................................................................................................... 24
CERAMIQUES DENTAIRES : ................................................................................ 24
VERRE :...................................................................................................................... 24
2. Classification des céramiques :........................................................... 24
SELON L’HISTORIQUE : ...................................................................................... 24
CLASSIFICATION TRADITIONELLE EN FONCTION DE LA
TEMPERATURE DE CUISSON : ........................................................................... 25
CLASSIFICATION DE SADOUN ET FERRARI : ............................................... 25
3. Céramiques feldspathiques : .............................................................. 27
COMPOSITION : ...................................................................................................... 27
FABRICATION INDUSTRIELLE : ........................................................................ 27
NOUVELLES CERAMIQUES : .............................................................................. 27
4. Céramiques alumineuses : .................................................................. 28
5. Propriétés mécaniques des céramiques : ........................................... 29
FACTEURS INFLUENCANT LA RESISTANCE MECANIQUE : .................... 29
6. Propriétés physiques des céramiques : .............................................. 30
THERMIQUES : ........................................................................................................ 30
ELECTRIQUES :....................................................................................................... 30
OPTIQUES : ............................................................................................................... 30
LA REFLEXION : ..................................................................................................... 30
INDICE DE REFRACTION : ................................................................................... 30
LA FLUORESCENCE : ............................................................................................ 31
LA COULEUR : ......................................................................................................... 31
7. Céramiques « basse fusion » :............................................................. 31
2

3. CERAMIQUES BASSE FUSION POUR TITANE : ( 4 Auclair, 11Cai, 26
Deschaumes,40Hung, 47 48Kurdiyik, 71Oshida, 73 Pang,77 Praud ..................... 31
8. Matériaux pour céramiques sans armature métallique : (1) (51) (97) Albers
Laurent Tinschert .................................................................................................... 32
CERAMIQUES FRITTEES : ................................................................................... 32
CERAMIQUES COULEES : .................................................................................... 33
CERAMIQUES UTILISEES POUR LE SYSTEME CEREC : ............................ 36
9. Différents systèmes de céramique sans support métallique : .......... 41
HISTORIQUE DES ANCIENS SYSTEMES : ........................................................ 41
NOUVEAUX SYSTEMES DE CERAMIQUE DITS « TOUT CERAMIQUE » :
...................................................................................................................................... 42
10. Conclusion : ...................................................................................... 44
HISTORIQUE ET EVOLUTION DU SYSTEME CEREC : ....... 46
1. Débuts de la conception assistée par ordinateur en dentisterie (Pr.
DURET, pr. MÖRMANN, pr. REKOW) : .............................................. 47
2. Evolution du CEREC : de l’inlay aux facettes et couronnes : ........ 48
3. Présentation du matériel :................................................................... 52
UNITE D’ACQUISITION: ....................................................................................... 52
CAMERA :.................................................................................................................. 53
UNITE D’USINAGE : ............................................................................................... 54
LOGICIEL : ............................................................................................................... 57
LES BLOCS : ............................................................................................................. 83
4. Utilisation en implantologie: ............................................................... 85
AVANTAGES : .......................................................................................................... 85
CONTRAINTES LIEES A L’UTILISATION DU CEREC EN
IMPLANTOLOGIE : ................................................................................................ 90
CONCLUSION : ................................................................................ 94
CAS CLINIQUES : .......................................................................... 97
BIBLIOGRAPHIE ........................................................................... 103
3

4. INTRODUCTION :
4

5. oumis en permanence à l’électrolyte salivaire et aux conditions du milieu buccal, les
S biomatériaux dentaires métalliques se comportent, à différents degrés, comme des électrodes
La stabilité et le comportement électrochimique d’un alliage sont des paramètres importants
pour assurer la durée des restaurations et minimiser les effets néfastes de la corrosion, tels que
l’émission d’ions métalliques dans l’environnement immédiat ou à distance.
En ce qui concerne les implants, la corrosion est essentiellement de nature électrochimique,
produite par l’hétérogénéité des éléments en présence.
Les progrès spectaculaires réalisées en dentisterie durant les vingt dernières années ont généré
une pléthore de produits dentaires . Les praticiens sont confrontés à des choix difficiles, alors
que les modalités thérapeutiques sont de plus en plus nombreuses et que les changements
technologiques ne simplifient pas toujours la technique ni ne diminuent les coûts engagés.
Lorsque le but est d’améliorer la sécurité et le bien-être de nos patients, il convient d’associer
le progrès et les connaissances avec beaucoup de prudence et de sagesse.
Dans ce contexte confus, nul ne peut contester le besoin de substituts moins coûteux,
satisfaisants et rationnels aux traitements classiques. Nous voyons progressivement se
développer la biomimétique qui tend à développer des restaurations imitant le plus possible la
dent originale : les restaurations adhésives en céramique.
Nous sommes convaincus depuis longtemps que les avancées importantes obtenues dans les
domaines des biomatériaux, des matériaux esthétiques et également dans celui de l’adhésion,
nous feront évoluer vers une odontologie faisant de moins en moins appel à l’utilisation de
biomatériaux métalliques, c’est la raison qui nous a poussé à utiliser le système CEREC 1 en
1992, dans un premier temps pour remplacer au maximum les reconstitutions à l’amalgame.
Fig.. 1 : Inlay cerec sur la dent n° 14, posé en 1993,
à 12 ans post opératoire
5

6. A l ‘époque, la machine ne réalisait que des inlays, avec une précision médiocre, mais
permettait de poser des reconstitutions biocompatibles et esthétiques avec plus de 85 % de
taux de succès à 10 ans selon plusieurs publications récentes, les travaux ayant été réalisés
avec le Cerec 1, c’est à dire avec une machine beaucoup moins précise (83), (73)
Le logiciel et la machine n’étaient pas des plus aisés à utiliser et nous en avons abandonné
l’utilisation en 1998, suite à de nombreuses pannes.
Depuis, le système a beaucoup évolué, tant au niveau du matériel que du logiciel ; la
convivialité et les possibilités n’ont plus rien à voir avec celles des débuts, permettant même
de travailler en 3D et de réaliser rapidement et de manière reproductible différents types de
reconstitutions, allant des inlays occlusaux aux facettes en passant par les onlays, les
couronnes, pour arriver aux armatures de bridges 3ou 4 éléments en oxyde de Zirconium.
Fig.. 2 : Exemple de cas clinique de reconstruction de quadrant par couronnes
ou inlay onlays Cerec
Tous ces paramètres nous ont orienté dans la réalisation de ce mémoire vers l'étude d'un
système dont la mise en oeuvre reste compatible avec la gestion normale d'un cabinet dentaire
libéral et qui peut apporter une aide précieuse aux praticiens conscients des avantages
apportés aux patients par des reconstitutions parfaitement biocompatibles en implantologie.
C’est la raison pour laquelle, après quelques rappels concernant la corrosion, la
biocompatibilité et l’évolution des céramiques dentaires, nous nous intéresserons dans ce
mémoire à la possibilité d’utiliser le système CEREC, maintenant éprouvé, en essayant de
voir ce qu’il peut apporter dans le cadre d’une pratique implantaire.
6

7. CORROSION ET
BIOCOMPATIBILITE:
7

8. 1. Généralités :
SPECIFICITE DES IMPLANTS DENTAIRES :
L
es implants dentaires sont amenés à émerger dans la cavité buccale
Soit immédiatement, lors de leur insertion,
Soit de manière différée, après avoir été enfouis pendant un délai de quelques mois.
Cette émergence au niveau du milieu buccal constitue la spécificité des implants dentaires par
rapport aux implants utilisés en chirurgie orthopédique. A l’idéal, elle supposerait un joint
étanche afin que l’os ne soit pas en communication avec la cavité buccale dont on connaît le
degré de septicité ainsi que le pouvoir électrolytique de la salive La réalité d’une attache
épithélio-conjonctive sur le col des implants est contestée, mais certains auteurs (87) décrivent
l’existence d’un bandeau collagénique circulaire qui s’opposerait à la pénétration des
bactéries.
BIOCOMPATIBILITE ET BIOFONCTIONNALITE :
Ce sont deux notions différentes, mais complémentaires :
La bio fonctionnalité fait référence à la mise en charge de l’implant en tant que support
prothétique ; c’est elle qui conditionne la pérennité de l’implant en faisant intervenir la
structure prothétique ;
La biocompatibilité fait appel au choix du matériau constitutif de l’implant qui doit
avoir des qualités à la fois biologiques et mécaniques : Un matériau biocompatible (33), (68)
est un matériau qui a la capacité de remplir sa fonction avec une réponse acceptable de
l’hôte receveur pour une application spécifique.
Pour servir de support à une prothèse, le biomatériau :
 Ne doit pas être résorbable, du moins pour l’essentiel de sa structure ;
8

9.  Doit avoir des qualités mécaniques suffisantes pour résister aux contraintes imposées
par la fonction.
 Devrait donc être bio-inerte, c’est à dire ne pas présenter d’activité au sein des tissus
vivants.
CORROSION DES METAUX :
La corrosion des métaux est connue depuis longtemps, elle a entraîné l’utilisation de
différents alliages : aciers inoxydables ou alliages d’or.
Tous les métaux (sauf l’or pur qui n’est pas utilisable en dentisterie car trop mou) se corrodent
car à l’état naturel ils sont sous forme combinée. Pour les extraire, on doit les faire passer à un
état d’énergie plus élevé et ils auront toujours tendance à revenir à un état d’énergie moins
élevé.
A partir du moment où l’on met des métaux dans la bouche, ils se comportent comme des
électrodes au contact de la salive qui constitue un électrolyte au sens des physicochimistes.
Fig. 3 : Corrosion sur une ancienne couronne en alliage semi précieux
Fig. 4 : Relargage de métaux suite à la fracture radiculaire d’une dent porteuse d’inlay-core
en alliage Nickel chrome
9

10. Ces métaux sont donc portés à des potentiels électriques variables, selon les propriétés
oxydoréductrices du métal lui-même et des différents solutés présents dans la salive ; Du fait
de ces potentiels, la plupart des biomatériaux métalliques sont voués aux phénomènes de
corrosion électrochimique dans le milieu buccal. Ces phénomènes aboutissent d’une part à
l’altération plus ou moins lente des prothèses ou obturations métalliques, d’autre part sont
susceptibles, par ce processus d’oxydation, de libérer des substances potentiellement nocives
ou allergisantes.
Le comportement vis-à-vis de la corrosion et la biocompatibilité sont étroitement liés:
l’interaction du milieu salivaire et tissulaire sur les métaux aboutit au phénomène de
corrosion ; les composés issus de cette corrosion peuvent engendrer des réactions tissulaires
ou biologiques.
Les micro courants engendrés par les interactions métaux-salive (spécialement en cas de poly
métallisme), peuvent donner lieu à une symptomatologie à type de brûlure buccale ou de goût
métallique, invalidante chez certains patients.
En prenant conscience de ces phénomènes, le praticien va pouvoir, aussi bien dans le choix
d’un dispositif médical ou d’un alliage métallique, que dans son protocole de mise en œuvre,
minimiser les effets de cette corrosion ; il est également indispensable de tenir à jour le
dossier des alliages métalliques utilisés pour chaque patient.
Par ailleurs, les critères de résistance à la corrosion et de biocompatibilité, répondant à des
normes précises, doivent être parfaitement indiqués par les fabricants.
Il est primordial également que les prothésistes respectent soigneusement les procédures
recommandées afin de limiter les phénomènes de corrosion (par exemple corrosion inter
dendritique des nickel chrome lorsqu’ils subissent un traitement thermique inapproprié).
2. Définitions :
Excepté un petit nombre de métaux précieux comme l’or ou le platine, la réaction de
n'importe quel métal avec l'oxygène de l'air est une réaction exothermique. Ceci signifie que
tout métal au contact de l’air doit s'oxyder ; autrement dit, aucun métal au contact de
l'oxygène ne peut exister à l'état de métal. Tous les alliages utilisés en odontologie sont
soumis au processus de la corrosion.
CORROSION CHIMIQUE OU OXYDATION :
En présence d’oxygène sec, les métaux donnent lieu à une réaction purement chimique par
combinaison directe (10). La corrosion purement chimique ne fait donc pas intervenir le
passage d'un courant électrique. De plus, dans l'intervalle de température habituelle, à l'air sec,
les métaux se recouvrent d'une pellicule d'oxyde invisible protectrice. Ce phénomène, réparti
uniformément sur toute la surface, a des conséquences négligeables.
10

11. CORROSION ELECTROCHIMIQUE : Corrosion en milieu humide
Une réaction électrochimique fait intervenir des électrons.
Lorsqu’un métal est au contact de l’humidité, on constate une corrosion rapide et insidieuse
d’origine électrochimique (90). C’est un phénomène dangereux car l’initiation du phénomène,
bien que localisée, peut aboutir à une détérioration importante ou même une destruction de la
pièce métallique.
On distingue
- les réactions d’oxydation ou réactions anodiques, qui entraînent une perte d’électron
associée à une dissolution du métal,
- les réactions de réduction principalement de l’oxygène présent ou réactions
cathodiques, qui entraînent un gain d’électrons et une élévation locale du pH.
La corrosion correspond au phénomène d’oxydation. L’intervention des électrons fait penser
à celle de l’électricité : par exemple, dans toute électrolyse, on produit une oxydation à
l’anode (pôle +) et une réduction à la cathode (pôle -). Dans le phénomène de corrosion, les
deux réactions électrochimiques se produisent sur le même métal, de sorte que le courant
électrique est en apparence inexistant, bien qu’il existe (50) comme l’a prouvé l’expérience de
Evans.
Fig. 5 : Expérience de EVANS
Dans cette expérience, on plonge verticalement une tige de fer dans un récipient rempli d’eau
chlorurée initialement désaérée. Rien ne se passe. Si on abandonne le système à l’air,
l’oxygène diffuse à partir de la surface libre dans la solution et on constate que la partie
supérieure du métal demeure brillante alors que celle qui est située au fond du récipient se
corrode rapidement ; on constate également que l’oxyde formé précipite au sein de la solution
sans protéger le métal.
En raison de la tendance à l’ionisation,
Fe donne Fe ++ + 2 e-
Le métal tend à prendre un potentiel négatif, voisin de - 0,4 V/ENH (potentiel
thermodynamique standard E° du fer par rapport à l'électrode normale à hydrogène).
11

12. D'autre part, l'arrivée de molécules d'oxygène tend à provoquer sa réduction :
1/2 O2 + H2O + 2e- 2 OH-
ce qui tend à porter le métal à un potentiel positif voisin de +0,8 V/ENH.
Le métal prend alors spontanément un potentiel intermédiaire entre ces deux valeurs, il s'agit
du potentiel de repos, encore appelé potentiel libre ou potentiel de corrosion. Ce potentiel est
donc suffisamment positif pour induire l'ionisation du fer, et suffisamment négatif pour
assurer la réduction de l'oxygène, cette réaction se produit sur la partie supérieure du métal
qui demeure inaltérée.
Cependant, la corrosion va se propager rapidement du fait de l'aération différentielle.
Les ions Fe2+ et OH- formés en solution, par suite des processus de diffusion et de convection,
se rencontrent pour former le précipité Fe(OH)2 qui se transforme ensuite en Fe(OH)3. Ce
précipité se forme au sein de la solution et ne protège pas le métal.
Le courant électrique n'est pas visible car le système fonctionne comme une pile court-
circuitée.
Parallèle avec le milieu dentaire :
La salive représente un milieu électrolytique (conducteur ionique) : c'est en effet une solution
aqueuse de matières minérales et organiques, l'eau entrant pour 99,4 % dans sa composition
+ + ++ - -- -
(10) .Parmi les cations minéraux on trouve Na , K , Ca , parmi les anions Cl , PO4 , F .
Dans ce milieu oxygéné et chloruré, les restaurations métalliques vont donc subir la corrosion
humide. Il est important de noter la grande variabilité du milieu salivaire, d'un individu à
l'autre, mais aussi chez un même individu, d'un moment de la journée à l'autre. Le pH
salivaire dont la valeur, proche de la neutralité, est régie par le pouvoir tampon, peut subir des
variations si le patient prend certains médicaments. Certaines maladies générales ou
médicaments (psychotropes) engendrent une diminution du débit salivaire, provoquant une
xérostomie : tout cela a des répercussions sur les phénomènes de corrosion et sur la
symptomatologie qui peut y être rattachée (98)
C'est toujours l'effet Evans qui explique que la corrosion s'installe dans les parties occluses
d'une obturation à l'amalgame par exemple ou bien même d'un implant dans certaines
conditions, alors que les parties apparentes apparaissent intactes.
12

13. Fig. 6 : Schématisation du phénomène de corrosion d'une restauration métallique
DIFFERENTES FORMES DE CORROSION :
Il existe différentes formes de corrosion : uniforme, inter granulaire, par piqûre, par crevasse,
engendrées par différentes conditions, aération différentielle, sous contrainte, par
bimétallisme... (6)
La forme la moins dangereuse est la corrosion uniforme qui se manifeste avec la même
vitesse en tous points du métal. On l'observe généralement dans le cas de la corrosion sèche et
très rarement en milieu liquide. Les caractéristiques mécaniques du métal, rapportées à l'unité
de section ou de longueur, ne sont pas modifiées.
Dans le cadre de la corrosion endobuccale, trois formes se rencontrent principalement et sont
particulièrement dangereuses : la corrosion par piqûres engendrée par aération différentielle,
la formation de crevasses dues à des effets de confinement, et la corrosion galvanique par
poly métallisme.
13

14. Corrosion par piqûre résultant de l'aération différentielle (micro pile) :
Fig.. 7 : Corrosion par piqûre :
Elle se localise en certains points de la surface métallique. Elle se développe de façon
insidieuse : quand le démarrage a lieu, le processus de propagation de la piqûre est entretenu
par le degré d'acidité élevé que l'on rencontre au fond de la cavité créée, acidité résultant de
l'hydrolyse des ions métalliques dissous.
Il s'agit d'une micro pile de concentration en oxygène, dont l'origine peut être :
- l'existence d'une solution de continuité dans la couche protectrice ou la couche passive ;
- l 'existence d'inclusions ;
- une situation d 'aération différentielle.
L'exemple classique est celui de la goutte d'eau qui repose sur une plaque de fer. La
concentration de l'oxygène dans la goutte n'est pas uniforme : les parties les plus aérées du
métal, situées à la périphérie de la goutte, jouent le rôle de cathode ; les parties les moins
aérées, situées au centre, fonctionnent comme une anode.
14

15. Exemples en dentisterie :
cavité restaurée à l'amalgame(Fig. 8);
Fig. 8 :Vue clinique d'un amalgame corrodé. Noter le processus de détérioration marginale.
situations d'aération différentielle présentes dans la zone du contact inter proximal par
exemple, ou bien sous un dépôt de plaque bactérienne.
Fig. 9 : Illustration de la corrosion par aération différentielle.
15

16. Ce sont les zones les moins aérées qui sont corrodées préférentiellement. En circulant au sein
du métal, les électrons vont réduire l'oxygène des zones les plus aérées (effet Evans). Il y a
formation de piles locales, engendrant des micro courants galvaniques endobuccaux.
Fig. 10 :Exemple d'amalgame corrodé remplacé par un inlay Cerec.
Corrosion par crevasse :
Fig.11 : Corrosion par crevasse
Cette forme de corrosion s'apparente fortement aux phénomènes d'aération différentielle, la
différence de potentiel ayant pour origine une différence d'accessibilité de l'oxygène (50).
La dégradation métallique s'initie aux interstices existant entre une pièce métallique et une
autre pièce, qu'elle soit ou non métallique. La stagnation de l'électrolyte à ce niveau la rend
particulièrement dangereuse, surtout dans le cas des aciers inoxydables.
16

17. L'abaissement du pH local, associé à l'augmentation de la concentration en ions Cl-, permet
l'amorçage et la propagation de la crevasse. La stagnation de l'électrolyte acide conduit à la
détérioration de la couche passive et à l'accélération du phénomène de corrosion. Cette forme
de corrosion touche préférentiellement les alliages non précieux qui paraissent parfaitement
inaltérables grâce à la formation d'une mince couche de passivation constituée d'un oxyde
protecteur.
Corrosion par bimétallisme ou corrosion galvanique:
Rappel sur le principe des piles (85)
Deux solutions salines sont séparées par un diaphragme poreux, l'une renfermant des ions
Cu++ dans laquelle plonge une lame de cuivre, l'autre renfermant des ions Zn++ dans laquelle
plonge une lame de zinc.
Si on relie la lame de zinc à la lame de cuivre par un fil conducteur, les électrons vont pouvoir
s'écouler du compartiment II au compartiment I par un fil, on aura alors les deux réactions
électrochimiques suivantes :
- réduction dans le compartiment I : Cu2+ + 2e- Cu
- oxydation dans le compartiment II : Zn Zn2+ + 2e-
- et globalement : Zn + Cu2+ Zn2+ + Cu
Cette réaction correspond au fonctionnement de la pile de Daniell
Fig.12 : Schéma de la pile de Daniell
Le compartiment I, siège de la réduction des ions Cu2+, est le pôle positif de la pile, d'où sort
le courant électrique ; c'est la cathode, puisque c'est le siège d'une réduction. Le compartiment
II, siège de l'oxydation du zinc, est le pôle négatif de la pile ; c'est l'anode. Pour qu'il y ait
passage de courant dans l'ensemble, il importe que les électrons soient produits ou
consommés aux interfaces électrodes/solution avec des vitesses appréciables, et que les
électrons puissent circuler au travers d'une connexion métallique.
La corrosion par bimétallisme est une autre forme de corrosion galvanique : il s'agit ici de
macro piles : à la différence de précédemment, la cellule galvanique comporte un électrolyte
et deux métaux différents. On rappellera à ce propos que les métaux, ne sont pas égaux en
17

18. termes de tendance spontanée à l'oxydation ; ils peuvent être classés en fonction de leur
potentiel standard E°, par rapport à l'électrode normale à hydrogène (ENH) (Voir fig. 14 p19)
En cas de couplage, plus les métaux en présence sont éloignés sur l'échelle, plus la différence
de potentiel entre eux est importante, plus la pile formée dispose d'énergie pour provoquer les
transformations. Les phénomènes de corrosion sont amplifiés à la fois dans la cinétique de
dégradation et dans la génération d'ions dans le milieu biologique. L'exemple clinique le plus
évident relève du contact entre une restauration à l'amalgame et une couronne en or, le tout
baigné par l'électrolyte salivaire. L'amalgame, qui possède un potentiel négatif joue le rôle
d'anode et verra sa dégradation par corrosion accélérée,
Fig 13 : Corrosion galvanique par bimétallisme
en donnant naissance à des ions Sn++ et Cu++ qui diffusent vers la pulpe via les tubuli dentinaires.
La couronne (Au : élément noble à potentiel positif) constitue la cathode. Dans ce type de
corrosion accélérée, il faut tenir compte de la loi des aires relatives (10) : si la surface anodique
(exemple : l'amalgame) est faible par rapport à la surface cathodique (exemple : la couronne en or),
il en résultera une corrosion intense de la région anodique. Au contraire, si la surface anodique est
grande par rapport à celle de la cathode, l'attaque sera faible.
Si ce couplage or-amalgame est évident, et qu'il faut bien sûr le proscrire en clinique, il existe
d'autres couplages moins apparents : par exemple entre deux amalgames de compositions
chimiques différentes ou encore simplement entre deux amalgames d'âges différents.
Le problème de couplage peut être évité si les différentes restaurations métalliques ne sont pas en
contact, ou, mieux encore, si elles sont éloignées les unes des autres. Autrement, on minimisera les
couplages en faisant intervenir des biomatériaux non métalliques .
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19. 3. Comportement électrochimique des alliages
dentaires :
Les biomatériaux métalliques utilisés en odontologie ne sont pas des métaux purs mais des
alliages, constitués de métaux dont les caractéristiques électrochimiques sont souvent différentes.
On doit, dans un premier temps, garder à l'esprit la classification des métaux suivant leur échelle de
potentiel standard.
Fig.14 : classement des métaux en fonction de leur potentiel standard.
Les métaux nobles (Au, Pt), caractérisés par un potentiel électrochimique positif, ne s'oxydent pas
dans les conditions du milieu buccal et jouent le rôle de cathode dans les situations de couplage.
Les métaux « actifs » ont un potentiel négatif (aluminium, zinc), ils montrent une forte tendant à
l'oxydation et constituent préférentiellement des pôles anodiques .
Cette classification, utile pour connaître la tendance naturelle d'un métal à passer en solution, ne
présume en rien de son comportement vis-à-vis de la corrosion : un potentiel standard franchement
négatif peut être associé au développement d'une couche passivante protectrice conférant à l'alliage
un excellent comportement électrochimique.
Schématiquement on peut classer les biomatériaux dentaires métalliques en trois catégories.
ALLIAGES PRECIEUX :
Quasi inaltérables dans les conditions du milieu buccal, ils représentent la classe des privilégiés en
termes de comportement électrochimique. Appelés métaux nobles, ils sont caractérisés par des
valeurs de potentiels d'équilibre positif. Il est important d'indiquer que ces métaux se comportent
simplement comme des réservoirs d'électrons et ne contribuent pas au processus d'ionisation.
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20. Chez un patient présentant des couronnes ou inlays en or, les phénomènes de corrosion sont en
principe inexistants. Lorsque d'autres restaurations doivent être réalisées dans ce contexte, il faut
proscrire l'utilisation d'alliages différents, en particulier du type amalgame. Il est important de
rester homogène dans les métaux utilisés : choisir le même alliage d'or ou bien un matériau
esthétique non métallique.
ALLIAGES ACTIFS OU CORRODABLES : AMALGAMES DENTAIRES :
Par opposition au métaux passifs, les métaux actifs sont au contact direct avec la solution.
Résultant de la combinaison du mercure avec une poudre d'alliages composée principalement
d'argent, d'étain et de cuivre, l'un des principaux inconvénients de l'amalgame demeure sa
corrosion en milieu buccal.
Il est maintenant bien établi que la nature de l'alliage (composition, structure) constitue un facteur
prépondérant quant à sa résistance vis-à-vis de la corrosion en milieu humide.
ALLIAGES PASSIVABLES :
Parmi les métaux passivables utilisés en odontologie, le titane et ses alliages sont réputés pour leur
excellent comportement électrochimique. Le potentiel standard du titane est franchement négatif,
ce qui indique une forte tendance à l'oxydation. Cependant, ils possèdent la capacité de développer
une couche de passivation très isolante du point de vue électrochimique et chimique, ce qui justifie
en particulier son utilisation étendue en implantologie ; en outre, cette couche passivante constituée
principalement d'oxyde de titane, dont l'épaisseur est estimée entre 10 et 20 nm, conditionne le
processus d'ostéointégration des implants (75)
Il est important de signaler que la présence des ions fluor est susceptible de perméabiliser la couche
d'oxyde protectrice, l'effet étant aggravé si le pH du milieu est rendu acide. Ainsi, malgré leur
excellent comportement vis-à-vis de la corrosion, le titane pur, de même que les alliages Ti6Al4V
et TA6V peuvent subir une importante dégradation lorsqu'il se trouvent en milieu acide et fluoré
(97).
Les alliages nickel chrome et chrome cobalt font également partie des métaux passivables utilisés
en odontologie. Cependant leur couche de passivation peut être fragilisée lors de couplages avec
des métaux plus positifs, car, en fonctionnement cathodique, elle peut donner lieu à des
phénomènes de destruction alternant avec des processus de cicatrisation. De même, la présence
d’ions chlorures et fluorures peut engendrer un processus de dépassivation et donner naissance à
une corrosion par piqûre des restaurations en nickel chrome (37), (64).
La meilleure prévention des phénomènes de corrosion buccale consisterait, sans nul doute, à ne pas
introduire de métal en bouche. Cependant la majeure partie des implants est actuellement réalisée
en titane commercialement pur à 99,9%.
Le grade, c’est à dire le pourcentage d’impuretés, augmente du grade I au grade IV, améliorant
ainsi les propriétés mécaniques. Pour un même grade, les propriétés mécaniques peuvent aussi être
améliorées par des procédés physiques. Certains fabricants, pour augmenter la résistance
mécanique, utilisent le titane allié (TiAl6V4), mais le relargage d’ions métalliques toxiques ne
peut être totalement exclu (voir Fig. 15 )
20

21. V 0,03 Cd 0,3 Co 3,5 Mn 15
Cr 0,06 Hg 0,5 Zn 6,8 Pb 37
Ru 0,1 Ni 1,1 Cu 8,6 Fe 59
Fig.15 : Toxicité des métaux (sous forme de chlorure, sauf pour le chrome sous forme de
chromate). Test sur cellules. Mortalité 50%, Concentration en microgrammes par
millilitre (source : Pr. Jean-Paul BELLIER)
Les phénomènes de corrosion des biomatériaux métalliques sont bien établis. Nous pensons que
l'utilisation de couronnes en céramique permet d'une part d'éviter le contact d'autres métaux sur
l'infrastructure implantaire, d'autre part, de réduire la surface de contact entre le titane et la salive
21

22. LES CERAMIQUES
DENTAIRES:
22

23. L
e terme céramique provient de « keramos », mot grec signifiant argile. Il a d'abord désigné des
poteries recouvertes d'émail avant d'être étendu à toute la porcelaine et à d'autres produits
essentiellement constitués de silicates et qui représentent les céramiques classiques. Peut être
considéré comme céramique tout matériau inorganique, fragile, et mis en forme à haute
température à partir d'une poudre dont la consolidation se fait par frittage, cristallisation ou prise
d'un liant hydraulique. En odontologie, les céramiques sont essentiellement employées dans des
applications prothétiques mais peuvent également être utilisées en implantologie, en orthodontie,
en matériau de restauration esthétique comme dans le cas d'inlays, onlays ou facettes. La plus
grande partie des nouveaux systèmes très sophistiqués apparus ces dernières années sont des
améliorations technologiques d'un produit apparu il y a plus d'un siècle.
Les céramiques sont un type de verre obtenu par la fusion d'oxydes métalliques à haute
température qui deviennent solides à température ambiante. Les céramiques dentaires sont des
matériaux de structure composite comprenant une structure vitreuse appelée matrice de verre
renforcée par différentes phases cristallines qui permet d'adapter le coefficient de dilatation
thermique du matériau. La fabrication se fait en chauffant le mélange au-dessus de la température
de fusion de la matrice vitreuse et en dessous de celle des cristaux. La phase cristalline accroît la
résistance et réduit les fractures. Un autre facteur clef est le contrôle de la rétraction thermique
résiduelle.
La nature de la phase cristalline présente dans la céramique conditionne principalement les
propriétés physiques, mécaniques et optiques (réflexion lumineuse et couleur) de la restauration
finale. Elle s'oppose notamment à la propagation des dislocations et micro fractures de surface au
sein du matériau. Ces matériaux sont soumis à deux types de défauts, sources de leur fragilité : des
défauts de fabrication (inclusion de porosités lors de l'élaboration) et des défauts de surface
(différence de contraction entre les deux phases vitreuse et cristalline lors du refroidissement) et
aussi des défauts de surface liés aux meulages lors de l'élaboration.
Durant cette décennie, un grand nombre de matériaux et de procédés d'élaboration de restauration
tout céramique ont été mis à notre disposition. Ils peuvent être classés suivant leur technique
d'élaboration et aussi suivant la composition de leur phase cristalline.
1. Généralités :
DEFINITIONS :
Les céramiques sont des matériaux inorganiques, composés d’oxydes, de carbures, de nitrures et de
borures. Les céramiques présentent des liaisons chimiques fortes de nature ionique ou covalente.
Les céramiques sont mises en forme à partir d’une poudre de granulométrie adaptée qui est
agglomérée. Puis une deuxième étape consiste à densifier et consolider cet agglomérat par un
traitement thermique appelé frittage. Le frittage est un traitement thermique avec ou sans
application de pression externe, grâce auquel un système de particules individuelles ou un corps
poreux modifie certaines de ses propriétés dans le sens d’une évolution vers un état de compacité
maximale. Actuellement, on considère que le traitement de consolidation peut être aussi une
cristallisation ou une prise hydraulique.
23

24. PORCELAINE :
La porcelaine est une céramique contenant de l’argile sous forme de kaolin (aluminosilicate
hydraté) et du feldspath (aluminosilicate).
CERAMIQUES DENTAIRES :
Ce sont des matériaux composés à 99 % d'oxydes mis en forme par frittage en phase liquide ou
solide. Pour la plupart, ils ont une structure biphasée de verre chargé (une phase vitreuse et une
phase cristalline). Ce sont des matériaux fragiles.
VERRE :
Un verre est un composé minéral fabriqué à base de silice, qui possède une structure vitreuse
désordonnée car constituée d'atomes de dimensions très différentes. Il est mis en forme par frittage
et possède une grande stabilité chimique car ses atomes constitutifs sont unis par des liaisons
chimiques fortes, covalentes ou ioniques. Cette propriété leur confère une très bonne
biocompatibilité. Les verres sont des matériaux fragiles : ils n'ont pratiquement aucune possibilité
de déformation plastique.
2. Classification des céramiques :
SELON L’HISTORIQUE :
1774 La céramique est introduite dans l'art dentaire par Alexis Duchateau et développée par
Dubois de Chement
1808 Fonzi développe les dents individuelles avec tige de platine
1886 Land dépose le brevet de la couronne « Jacket »
1952 Stookey développe la technique de la céramique de verre pour la société Corning Glass
1958 Vines et al. développent la cuisson sous vide des poudres fines de céramique
1962 Weinstein et al. décrivent une composition moyenne pour obtenir l´adhésion
céramométallique
1963 Par ajout de l´alumine Mc Lean et Hughes créent la première coiffe porcelaine alumineuse
1968 Mc Culloch applique la céramique de verre à la dentisterie pour les dents de prothèse
amovible
1977 Hobo et Hiwata créent le procédé Cérapearl
1983 Riley et Sozio proposent le procédé Cérestore
1984 Grossman et Adair proposent une nouvelle expression de la vitrocéramique que la firme De
Trey commercialise sous le nom de Dicor
24

25. 1985 Sadoun met au point le slip-casting. Ce n'est qu'en 1989 que la firme Vita commercialise le
procédé In-Céram
1987 Sharer et Wohlwend proposent une céramique pressée. Le laboratoire Ivodar Vivadent en
1991 développe ainsi le système IPS Empress
1988 Duret introduit la CAO/CFAO en dentisterie
1989 Mörmann et Brandestini développent le procédé Cerec
1993 Anderson et Oden créent le procédé Procera
CLASSIFICATION TRADITIONELLE EN FONCTION DE LA
TEMPERATURE DE CUISSON :
Céramique haute fusion 1280 °C-1390 °C Prothèse adjointe
Céramique moyenne fusion 1090 °C-1260 °C « Jacket » ou matrice platine
Céramique basse fusion 870 °C-1065 °C Céramométallique
CLASSIFICATION DE SADOUN ET FERRARI :
Les propriétés finales des prothèses céramiques – résistance mécanique, microstructure, précision
d’adaptation et propriétés optiques – résultent de la nature chimique du matériau et du procédé de
mise en forme. Un même matériau peut être mis en forme de façons différentes, modifiant ainsi ces
propriétés. Un même procédé de mise en forme peut être utilisé pour différents matériaux. Il est
donc indispensable d’établir une classification basée sur la nature chimique, la microstructure et les
procédés de mise en forme.
Selon les constituants chimiques.
Céramiques feldspathiques :
Ce sont les céramiques traditionnelles destinées à l’émaillage des couronnes cristal De nouvelles
céramiques feldspathiques à haute teneur en leucite, ont une résistance mécanique améliorée et un
coefficient de dilatation thermique augmenté. Elles sont alors utilisées sans armature.
Céramiques alumineuses :
Leur constituant principal est l’alumine (Al2O3). On distingue en fonction de la teneur en alumine :
40 % : « Jacket » de Mac Lean ;
65 % : Cérestore, AllCeram ;
25

26. 85 % : In-Céram ;
98 % : Procera.
Vitrocéramiques :
Elles comportent des matériaux de nature chimique différente.
Apatite : Cérapearl ;
Micatétrafluorosilicate : Dicor, matériau mis en forme à l’état de verre puis traité thermiquement
pour obtenir une cristallisation contrôlée et partielle.
Matériaux en cours d’évolution :
Zircone (ZrO2) : propriétés mécaniques améliorées
Spinelle : contient du magnésium améliorant la résistance et la translucidité.
Selon le procédé de mise en forme :
Avec support métallique :
Le rôle de ce support métallique est de renforcer mécaniquement la prothèse et de servir de support
de cuisson sur lequel va s’annuler la rétraction de frittage par pyroplasticité de la phase vitreuse.
Cette armature peut être :
une feuille d’or ou de platine brunie sur le modèle positif unitaire. Diverses évolutions visant à
renforcer mécaniquement ce support ont été décrites. Il existe différentes expressions
commerciales de ce principe ;
une armature coulée en alliage précieux ou non précieux.
Sans support métallique :
Cuite sur revêtement : à peu près toutes les céramiques peuvent être frittées sur un revêtement
compatible et chimiquement inerte.
Coulée et vitrocéramisée : usinée ou injectée :
à basse température ;
à haute température ;
Barbotine + frittage + infiltration
Selon la microstructure :
Matrice vitreuse avec charges dispersées ou matrice cristalline avec phase vitreuse infiltrée.
26

27. 3. Céramiques feldspathiques :
COMPOSITION :
Composition physique :
La poudre est composée de grains de diamètre de 4 à 100 m. Elle contient de plus des plastifiants
hydrosolubles (alginate, sucre) facilitant la mise en forme et des colorants.
Composition minéralogique :
5 % d'argile 15 % de quartz 80 % de fondant ou flux. L'argile facilite le remodelage et
l'opacification ; le quartz renforce la structure ; le rapport sodium sur potassium règle la viscosité et
le fluage.
Composition chimique :
Oxydes principaux :
- Oxyde de silicium SiO2 : 55 à 78 % (phase vitreuse et phase cristalline dispersée) ;
- Oxyde d'aluminium Al2O3 : < 10 % (phase vitreuse essentiellement mais aussi parfois phase
cristalline, diminue alors la translucidité).
Ces oxydes augmentent la température de cuisson, la tension superficielle, la résistance et la
rétraction à la cuisson.
Oxydes alcalins modificateurs :
Oxydes mineurs :
- Opacifiants (ZrO2, SnO2, TiO2), 6 à 15 % ;
- Fondants (B2O3, Na2B4O7), 0 à 5 %, ils abaissent la température de cuisson ;
- Colorants (oxydes métalliques et terres rares) : TiO2 pour le jaune, Fe2O3 pour le marron,
CoO pour le bleu, NiO pour le gris, V2O5 pour le jaune.
-
FABRICATION INDUSTRIELLE :
Broyage des éléments, mélange des poudres obtenues avec de l'eau à saturation, frittage à 1 300 °C
(température inférieure à la température de fusion) lequel entraîne une fusion partielle, puis
broyage de la fritte obtenue et adjonction de colorants et de plastifiants pour le modelage.
NOUVELLES CERAMIQUES :
La leucite contenue dans ces céramiques entraîne une rétraction plus importante de ces matériaux
lors du refroidissement. Ceci est dû à leur important coefficient de dilatation thermique et au
changement de structure cristalline lors du refroidissement. La formation de fissures peut alors
compromettre le renforcement de ces matériaux. De plus, ce coefficient de dilatation thermique ne
permet pas la cuisson de ces matériaux sur des armatures métalliques.
Mise en forme par injection à haute température : Empress (Ivoclar) (46)
27

28. Élaboration d'une maquette en cire, mise en revêtement réfractaire spécial, chauffage du cylindre à
850 °C (3 à 6 °C par minute) et maintien pendant 1,5 heures. Puis préchauffage des lingotins de
céramique et du piston en Al2O3 (montée en température jusqu'à 280 °C ,
[6 °C/min], palier de 1 heure, montée en température jusqu'à 850 °C en 1 heure). Mise en place
dans le four, montée en température à 1 100 °C (60 °C/min), palier de 20 minutes puis injection
sous 3,5 bars. Enfin, refroidissement, démoulage et élimination du revêtement par sablage à
l'alumine.
Deux techniques sont alors possibles :
- maquillage : la totalité de la restauration est réalisée par injection puis maquillée en surface ;
- stratification : une armature en Empress est réalisée et recouverte par une céramique
feldspathique adaptée au procédé.
Céramiques très basse fusion :
Leur originalité provient du verre qui les constitue, dans lequel ont été incorporés des ions
hydroxyles. Les verres ainsi obtenus ont des propriétés chimiques améliorées, une meilleure
stabilité et une température de cuisson plus basse. Ces produits sont utilisés dans la technique
céramométallique avec des armatures à très haute teneur en or ou en titane. Ils sont aussi utilisés
seuls pour confectionner des inlays, onlays et coiffes en céramique pure.
Fabrication assistée par ordinateur :
L'empreinte optique et la fabrication assistée par ordinateur permettent d'éliminer l'étape de la
réalisation des modèles positifs unitaires, de la fabrication de la maquette en cire, de la coulée...
pour la réalisation des restaurations.
Exemple : les systèmes Cerec (1987) et Procera (1992).
4. Céramiques alumineuses :
Elles contiennent une proportion importante d'alumine dans le but de renforcer les produits.
Plusieurs types de matériaux ont été successivement développés.
La « Jacket » de Mac Lean : la céramique proposée par Mac Lean contient 40 % en poids
d'alumine et sert d'infrastructure à une céramique cosmétique dont le coefficient de dilatation
thermique est adapté.
Le Cérestore : mis au point par Riley et Sozio, le procédé consiste à substituer aux infrastructures
métalliques des couronnes cristal une chape à base d'alumine mise en forme par injection d'une
pâte thermoplastique. Cette céramique d'infrastructure contient :
- minéraux : Al2O3 granulométrie 2,5 m et 40 m : 17,3 % ;
- verre aluminosilicate de baryum (BaO 53 %, SiO2 42 %, Al2O3 5 %) : 13 % ;
- MgO : 8,5 % ;
- liant thermoplastique : résine silicone 12 % ;
- plastifiants : 6 %.
La mise en forme est réalisée classiquement par modelage en cire de la chape sur un modèle en
résine époxy.
28

29. 5. Propriétés mécaniques des céramiques :
Les céramiques dentaires sont peu résistantes en traction et en flexion mais sont très résistantes en
compression. La caractéristique principale est la rupture dite fragile, c'est-à-dire sans déformation
plastique. Depuis Griffith, on sait que la fracture d'une céramique se fait par propagation d'une
fissure à partir d'un défaut initial.
Les propriétés mécaniques des céramiques conventionnelles sont résumées dans le Tableau numéro
1
Opaque Céramique Émail Dentine
Module élastique (GPa) 95 60 80 20
Résistance à la rupture (compression) 1000 500 500 230
(MPa)
Résistance à la rupture (en tension) 130 60 7 60
(MPa)
Dureté (VHN) 410 380 320 70
Tableau 1 - Propriétés mécaniques des céramiques conventionnelles, de l´émail et de la dentine
FACTEURS INFLUENCANT LA RESISTANCE MECANIQUE :
Elle est directement liée au nombre et à la taille des défauts issus de la mise en oeuvre, du
montage, de la poudre de céramique, de la cuisson et du glaçage.
Taux de porosité : il dépend de la distribution granulométrique et du mode de mise en forme de la
pâte crue (compactage). Le compactage par vibration permet d'augmenter de 40 % la résistance par
rapport à une céramique non compactée. La cuisson sous vide fait passer le taux de porosité de 4 %
à 0,1 %.
Température et cycle de cuisson : l'élévation de la température et de la durée de cuisson entraîne
une augmentation de la résistance. Cependant, au-delà d'un certain seuil ou lors de la multiplication
des cuissons, on assiste à une diminution de ces caractéristiques, due à une dissolution dans le
verre des phases cristallines dispersées.
Contraintes internes : elles résultent d'un différentiel de coefficient de dilatation thermique entre les
différentes phases du matériau ou entre le matériau et le support (métal ou céramique
d'infrastructure).
Microstructure : la résistance augmente avec la proportion de phase cristalline et avec la quantité
d'interfaces verre/cristal et donc la dispersion de cette phase cristalline. L'état de surface et surtout
29

30. les défauts de surface jouent un rôle important. Pour remédier aux défauts de surface, le glaçage
thermique ou l'emploi d'une glaçure permet en obturant les pores et en refermant les fissures
d'améliorer les propriétés mécaniques des céramiques feldspathiques d'environ 400 %. De plus, la
glaçure possédant un coefficient d'expansion thermique plus faible que celui de la céramique sous-
jacente met la surface en compression.
6. Propriétés physiques des céramiques :
THERMIQUES :
Les céramiques sont des isolants thermiques (conductivité = 0,01 J/s/cm2 ou °C/cm2). Leur
coefficient de dilatation thermique est adaptable en fonction de leur utilisation en modifiant la
teneur en K2O du verre.
ELECTRIQUES :
Le déplacement des charges électriques ne pouvant se produire que par diffusion ionique, les
céramiques sont des isolants électriques.
OPTIQUES :
Au-delà des propriétés optiques, c'est l'impression visuelle qui compte. Celle-ci résulte de la
combinaison de nombreux facteurs relatifs aux propriétés optiques de la surface, des différentes
phases et des différentes couches, de la couleur et du spectre de la lumière incident. Les rendus des
diverses céramiques vont de l'opaque au transparent, avec des luminosités variables, des effets de
fluorescence, d'opalescence, avec des couleurs et des saturations différentes. Tout ceci est obtenu
en jouant sur la composition, la nature chimique, la taille, la quantité et l'indice de réfraction des
charges cristallines et des pigments répartis dans la phase vitreuse.
LA REFLEXION :
Il existe la réflexion spéculaire qui est celle du miroir et la réflexion diffuse qui est celle d'une dent
naturelle. Lorsque la surface d'un corps est plane on a une réflexion spéculaire. Lorsque la surface
présente des reliefs, il existe différents angles d'incidence et en conséquence, différentes directions
de réflexion, le faisceau réfléchi apparaît diffus.
INDICE DE REFRACTION :
Si un faisceau lumineux passe de l'air dans un verre, sa vitesse de propagation est réduite ; si
l'angle d'incidence est oblique, la trajectoire est modifiée selon la loi de la réfraction. Toute la
lumière ne pénètre pas dans le verre qui possède un pouvoir réfléchissant. Dans un matériau dense,
la vitesse de propagation dépend de la longueur d'onde, de l'indice de réfraction, c'est le
phénomène de dispersion.
Dans le cas d'une céramique dentaire, une partie du faisceau est absorbée en fonction de sa
longueur d'onde, des porosités et de la microstructure, et une partie est réfléchie. La structure de la
céramique présente plusieurs interfaces entre le verre et les cristaux d'indices de réfractions
différents. Les interactions sont donc multiples et complexes.
30

31. LA FLUORESCENCE :
Aptitude d'un corps à absorber des photons de longueur d'onde en dehors du visible. La
désexcitation se produit par émission de photons dans le visible.
LA COULEUR :
Elle présente trois dimensions : la teinte ou tonalité chromatique (longueur d'onde du photon émis),
la luminosité et la saturation.
7. Céramiques « basse fusion » :
Devant les exigences esthétiques croissantes des patients, la qualité des matériaux utilisés n'a cessé de
s'améliorer et de nouvelles techniques se sont développées. C'est dans ce contexte que sont apparues
des céramiques aux propriétés optiques et physiques presque « parfaites » (7).
Bien que commercialement appelées « basse fusion », les céramiques « basse fusion » sont en fait
des céramiques à « très basse fusion » (de 660 °C à 780 °C), utilisées dans la technique
céramométallique pour l'émaillage d'alliages à base de titane ou d'or à bas intervalle de fusion, pour
réaliser les joints céramique-dent ou bien encore pour réparer des fractures ou des éclats de
céramique, enfin, utilisées seules, elles permettent la confection d'inlays, d'onlays céramique (45).
CERAMIQUES BASSE FUSION POUR TITANE : ( 4 ), (11), (26), (41), (48), (49), (72), (74), (78)
L'intérêt croissant pour le titane en prothèse dentaire ne devait pas être freiné par l'impossibilité de
le recouvrir par un cosmétique. Pour pouvoir être employé en technique céramométallique sur
titane, le matériau céramique doit répondre à une exigence technique principale, le coefficient de
dilatation thermique doit être bas, en accord avec celui du titane (8,4 à 8,7 × 10-6 /°C) sinon il se
produit des craquelures et des tensions, dans le corps, néfastes à leurs propriétés mécaniques.(21) ,
(38), (39)
En effet, pour assurer une liaison satisfaisante, il est admis que les coefficients de dilatation
thermique (CDT) de la céramique et de la chape titane doivent être aussi proches que possible,
avec toutefois, celui de l'alliage légèrement supérieur (dans un rapport de 10 à 15 %) pour créer un
effet de compression dans la céramique (58) Outre ce facteur, on sait que le titane change de
structure cristallographique à 882,5 °C, lorsque la température est supérieure à 882,5 °C, il devient
cubique centré (en phase ß). Ces modifications structurales sont irréversibles avec une persistance
partielle, après refroidissement, de phase ß, à l'origine d'une variation dimensionnelle néfaste. Ceci
implique l'emploi d'une céramique basse fusion dont la température de cuisson doit être inférieure
à 882,5 °C (81)
Les propriétés particulières du titane entraînent la conception de céramiques nouvelles adaptées
aux exigences spécifiques de ce métal. La rétention céramique-titane est le fait de trois facteurs
principaux, communs à toute rétention de céramique sur une armature métallique :
- une liaison chimique, par la réalisation d'une réaction entre la couche d'oxyde superficielle et la
céramique (21) , (57)
- une liaison mécanique, grâce à une fluidité suffisante, la porcelaine peut se glisser entre les
interstices présents à la surface de l'armature (21) (82). Il existe une différence d'adhérence
significative de la céramique selon le traitement de surface effectué (sablage à 50 m laissant un
film d'oxyde de 0,4 m, et sablage à 100 m laissant un film de 0,2 m) (25) ;
- une liaison par compression de la céramique sur l'armature durant la cuisson. Cette rétention est
permise par l'adaptation des coefficients de dilatation thermique des différentes couches de
31

32. céramique entre elles, avec des valeurs décroissantes en progressant vers la surface de la
restauration (58)
Les différentes céramiques pour titane actuellement sur le marché sont des céramiques pour titane
appartenant à la famille des céramiques « basse fusion » dont la recherche a été relancée
intensivement avec le titane. Aujourd'hui, les propriétés de ces céramiques s'annoncent
équivalentes à celles des céramiques conventionnelles grâce à l'amélioration de leurs propriétés
physiques et chimiques qui étaient leurs points faibles. Elles se caractérisent par une température
de transition vitreuse relativement basse (500 °C) (56)
Les céramiques spécialement développées pour le titane cuisent nécessairement en dessous de
882,5 °C.
8. Matériaux pour céramiques sans armature
métallique : (1) (51) (96)
La double composition vitreuse et cristalline des céramiques a permis durant cette décennie
l'élaboration de nouveaux matériaux et procédés de restauration tout céramique tels que le slip-
casting, la pressée à chaud et l'usinage (24).
Ces matériaux peuvent être classés suivant la technique d'élaboration et aussi suivant la
composition de leur phase cristalline (93).
CERAMIQUES FRITTEES :
Céramique feldspathique renforcée à la leucite : Optec HSP
Optec HSP est une céramique contenant plus de 45 % en volume de leucite tétragonale, ce qui
augmente fortement sa résistance à la rupture et à la compression et lui confère un coefficient de
dilatation thermique (CDT) élevé.
Céramique feldspathique renforcée à l'alumine : Hi-Céram
La chape alumineuse est l'exemple typique de l'augmentation des propriétés physiques par
l'adjonction d'une phase cristalline représentant 40 à 50 % en poids. L'alumine a un haut module
d'élasticité (350 GPa) et une résistance à la rupture élevée (4 MPa.m1/2).
Céramique feldspathique renforcée à la zircone :
Des fibres de zircone tétragonale sont incluses dans une céramique feldspathique conventionnelle.
La zircone subit une transformation cristallographique à 1173 °C et l'utilisation d'oxydes (CaO,
MgO, Y2O3 et CeO) permet sa stabilisation à température ambiante. Cette propriété
cristallographique permet de stopper la propagation des craquelures de surface. La zircone
stabilisée par l'yttria augmente fortement la résistance à la fracture et aux chocs thermiques.
Toutefois, les propriétés optiques et la température de fusion sont modifiées.
32

33. CERAMIQUES COULEES :
Céramique de verre à base de mica : Dicor
Le contrôle thermodynamique de la nucléation des cristaux dans la phase vitreuse permet son
utilisation comme restauration et conduit à un produit final homogène en comparaison des
céramiques feldspathiques. La céramique de verre à base de mica (aluminosilicate de magnésium)
compose le procédé Dicor. La phase cristalline principale (45 %) est le fluormica-tétrasilicic
(K2Mg5-Si4-O10-F2). Au sein de la matrice de verre, les cristaux de mica sont fortement enchevêtrés
formant une structure en « nid d'abeilles » donnant sa résistance au matériau et leur orientation
aléatoire s'oppose à la propagation des fêlures. (34), (35) Le Dicor est le plus translucide des matériaux
mais ses propriétés mécaniques 90 à 120 MPa ont limité son utilisation. Le système Dicor n'est
plus utilisé, mais il a permis d'ouvrir la voie vers les procédés actuels qui lui sont proches.
Céramiques de verre :
À base d'hydroxyapatite et de disilicate de lithium, elles ont été utilisées à titre expérimental.
Céramiques pressées à chaud :
Céramique feldspathique renforcée : Empress
La structure finale de l'IPS Empress présente 40 à 50 % en volume d'un cristal tétragonal de leucite
(K2O-Al2O3-4SiO2). Les cristaux mesurent de 1 à 5 m et sont répartis au sein d'une matrice de
verre. La résistance à la flexion est augmentée par la pressée à chaud (120 MPa) et les cuissons
(160 à 180 MPa), ce résultat est dû à la répartition des fins cristaux de leucite et aux forces
compressives issues du refroidissement entre les cristaux et la matrice (24). Les restaurations sont
très translucides mais moins que le Dicor. L'utilisation en région canine et postérieure montre un
taux d'échec élevé pouvant atteindre 15 % à 7 ans (34) .
D'autres systèmes basés sur ce principe existent comme le système OPC de Jeneric Pentron, le
système Finesse de Ceramco et le système Vitapress Oméga 900 de Vita. Tous ces procédés ont les
propriétés mécaniques de l'OPC (150 à 160 MPa) dues à leur finesse de grain de 3 m et une
concentration optimale de 55 % en volume.
Empress II
La structure finale de l'IPS Empress II présente 70 % en volume d'un cristal de silicate de lithium
(Li2O-2SiO2). Les cristaux mesurent de 0,5 à 4 m. La résistance à la flexion approche 320 à 350
MPa. La structure du matériau et celle de la céramique de recouvrement sont totalement différentes
de l'IPS Empress et non compatibles. Avec un seul pontique, les bridges sont possibles jusqu'à la 2e
prémolaire (34), (40), le taux de succès récent est bon.
Céramiques frittées puis infiltrées : In-Céram
La proportion d'alumine contenue dans le produit slip-cast est de 90 % au moins avec des
particules de tailles comprises entre 0,5 et 3,5 m. Après cuisson (1100 °C) la chape d'alumine
poreuse est infiltrée lors d'une deuxième cuisson (1150 °C) par un verre de lanthanum.
33

34. La forte agrégation des particules d'alumine et la réduction de porosité par l'interpénétration des
deux phases confère à la restauration ses propriétés mécaniques (450 à 600 MPa).
In-Céram Spinelle est renforcé par une poudre de magnésium aluminate de structure cristalline de
type MgAl2O4. Les grains de 1 à 5 m occupent un volume de plus de 8 % qui confère à la
restauration ses propriétés mécaniques (350 MPa). Le spinelle est 40 % plus translucide, mais 20
% plus fragile que l'Alumina.
In-Céram Zirconia est renforcé par de l'alumine pour 67 % et de la zircone pour 33 %. Les grains
de 1 à 5 m avec un volume de plus de 85 % confèrent à la restauration ses propriétés mécaniques
(750 MPa). Les grains de zircone ont un pouvoir d'absorption des contraintes par changement de
volume de 3 % et font obstacle à la propagation des fractures.
Céramiques usinées :
Céramique feldspathique renforcée
- Vita Mark II et Vita Celay sont une céramique feldspathique renforcée par du cristal de sanidine
(KAlSi3O8) au sein d'une matrice vitreuse. La sanidine rend opaque le matériau. Résistance à la
flexion 3 points 120 N/mm2 .(100) ;
Pro CAD Ivoclar est une céramique feldspathique renforcée à la leucite. Résistance à la flexion 3
points 180 à 200 N/mm2.
Céramique préfrittée
In-Céram pré fritté Alumina est d'une structure plus homogène (taille des particules) que le
matériau destiné à la barbotine, sa teneur en oxyde d'alumine est de 80 %. Infiltré avec un verre de
lanthane, sa résistance à la flexion avoisine celle de l'oxyde d'alumine très pure (500 MPa).
In-Céram Spinelle renforcé par Mag.alumin.spinel (MgAl2O4) : résistance à la flexion 3 points 292
N/mm2. Le matériau présente une grande translucidité.
In-Céram Zirconia : le mécanisme de renforcement du matériau (ténacité à la rupture) par les
cristaux de zircone s'explique par le changement de structure du cristal qui passe d'une structure
tétragonale métastable à une structure monocyclique avec augmentation de volume, dissipant
l'énergie de la fissure.
Procera All Céram
Elle est composée de grains d'alumine pure agglomérés, sous haute pression, sur une réplique de la
préparation puis usinée pour l'extrados. Un frittage entre 1600 °C et 1700 °C pendant 3 heures
«soude » les grains entre eux pour donner à la chape poly cristalline sa résistance finale sans phase
vitreuse (600 MPa).
Zircon TZP
La zircone subit une transformation cristallographique à 1173 °C et l'utilisation d'oxydes (CaO,
MgO, Y2O3 et CeO) permet sa stabilisation à température ambiante. La zircone pure, oxyde de
zirconium (ZrO2 : 93 % Y2O3 : 5 % HfO2 : 2 %) est un poly cristal tétragonal stabilisé par l'yttrium
et l'afnium. Sa résistance à la flexion est la plus élevée avec 900 MPa. Ces propriétés mécaniques
deux fois plus élevées que l'In-Céram Alumina et l'Empress II, vont permettre son utilisation pour
des bridges postérieurs et aussi de réduire l'épaisseur des armatures. La dureté élevée (490 HV02)
du matériau allonge le temps d'usinage (30) .
34

35. Dates Procédés Couronne Bridges Inlay/Onlay/Facettes
AntR PostR
1984 DICOR Oui Non Non Oui
1987 EMPRESS Oui Non Non Oui
1987 CEREC 1 Oui Oui Non Oui
1987 OPTEC HSP Oui Non Non Oui
1990 IN-CÉRAM Oui Oui Oui Oui
1992 CELAY Oui Oui Non Oui
1993 EMPRESS 2 Oui Oui Oui (seulement 3 Oui
éléments)
1993 CEREC 2 Oui Oui Non Oui
1993 OPC SYSTEM Oui Oui Non Oui
FINESSE ALL
CERAM
GOLDEN GATE
CERA
QUICKPRESS
1995 PROCERA Oui Oui Oui Non
1998 WOL CERAM Oui Oui Oui Oui
FIT CICERO
2000 GIRRBACH Oui Oui Oui (toute portée) Oui
DIGIDENT
2001 CEREC 3 Oui Oui Oui Oui
2002 CYNOVAD PRO 50 Oui Oui Oui Oui
2002 CERCON Oui Oui Oui Oui
Tableau 2 :Tableau récapitulatif de l'utilisation de différentes céramiques en prothèse fixée
35

36. CERAMIQUES UTILISEES POUR LE SYSTEME CEREC :
VITA Blocs / ProCAD Blocs:
Les plus courants : VITA Zahnfabrik utilise déjà depuis 1985 des céramiques à structure fine en
tant que « céramiques usinables ». Plusieurs études indépendantes conduites par des instituts
universitaires attestent de leurs avantages techniques, tant au niveau du matériau qu’à celui de sa
mise en œuvre.
En plus de la biocompatibilité de la céramique, ces blocs bénéficient des propriétés suivantes :
Effet « caméléon »
Translucidité naturelle
Radio-opacité
Facilité de polissage
Comportement à l’abrasion voisin de celui de la dent
Possibilité de personnaliser la teinte
Fig. 17 :Bloc de céramique Vita Mk2 usinable
Fig. 18 : Réalisations unitaires effectuées à partir de blocs Vita Mk2
36

37. L’utilisation d’une céramique à structure fine permet d’effectuer une restauration dans un temps
très court. Dès que la pièce prothétique est usinée, elle peut être insérée en bouche et polie sans
cuisson, sans frittage, sans infiltration, sans maquillage
La coloration d’une restauration implique une nouvelle phase de cuisson. En revanche, si aucune
individualisation n’est nécessaire, il est possible d’insérer la pièce prothétique dès qu’elle est
façonnée..
On distingue les blocs suivants :
VITABLOCS Mark II :
Céramique feldspathique monochrome à structure fine, forte résistance à la flexion et ténacité à la
rupture, disponible dans les nuances VITA System 3D-Master.
VITABLOCS TriLuxe :
Céramique feldspathique à structure fine, 3 couches colorées, s’adapte aux nuances voisines,
gamme de couleurs restreinte.
Fig. 19 : Bloc de céramique Vita Triluxe
VITABLOCS ESTHETIC LINE:
Céramique feldspathique à structure fine, très translucide, disponible dans les nuances VITA
System 3D-Master (EL-1M1C)
37

38. IVOCLAR VIVADENT ProCAD Blocs :
Vitrocéramique renforcée à la leucite, extrêmement translucide, forte résistance à la flexion et
ténacité à la rupture, disponible dans les nouvelles teintes du chromascope E100-E300
Oxyde de zirconium :
L’oxyde de zirconium occupe une place de tout premier rang parmi les matériaux céramiques. Mis
en œuvre dans de nombreux secteurs – construction mécanique, aéronautique, astronautique et
chirurgie –, il est déjà surnommé « céramique acier.
Fig 20 : Bloc usinable (flip bloc) et armature en oxyde de zirconium
Cette céramique produite à partir de l’oxyde de zirconium stabilisé à l’yttrium (VITA In-
Ceram YZ CUBES) est celle qui offre la plus grande rigidité après le frittage.
L’oxyde de zirconium est donc indiqué pour la fabrication d’armatures de bridges très
résistantes. Il est également optimal pour les télescopes internes primaires, surtout en
association avec des structures secondaires galvanisées. En revanche, il est « surqualifié »
pour les chapes.
Fig 21:
A gauche : VITA In-Ceram YZ CUBE avant le frittage,
A droite VITA In-Ceram YZ CUBE après le frittage à densité maximale
grossissement 20 000 fois
38

39. Propriétés des VITA In-Ceram YZ CUBES (céramique à base d’oxyde de zirconium) :
Céramique pour armatures de bridges à plusieurs éléments (jusqu’à deux pontiques
intermédiaires)
Jusqu’à 32 mm de longueur anatomique, voire 40 mm pour le Flip Block (depuis 2004)
Réalisation possible d’armatures ultra-fines
Epaisseur de paroi minimale
Surface minimale de la zone de jonction
Plusieurs colorations « naturelles » de la restauration (depuis janvier 2004).
Dureté et précision :
Les VITA In-Ceram YZ CUBES se distinguent par un degré de préfrittage très élevé qui
garantit une grande solidité à l’usinage : les armatures réalisées sont ultra-fines et précises. De
plus, la lecture automatique par scanner des paramètres de la charge indiqués dans le code à
barres permet de tenir compte de la rétraction du matériau avant le dernier frittage.
La société VITA Zahnfabrik propose une céramique cosmétique spéciale pour les VITA In-
Ceram YZ CUBES : la VITA Verblendkeramik D, remplacée par la VITAVM 9. Disponible
dans les teintes VITA System 3D-Master, cette variante est conseillée pour le revêtement
cosmétique de céramiques ayant un CET d’environ 10,5. Elle possède des propriétés de
réfraction et de réflexion de la lumière identiques à celles de l’émail.
In-Ceram :
In-Ceram répond aux exigences les plus diverses en matière de solidité et de translucidité. Ce
matériau est donc idéal pour l’individualisation des restaurations. Trois variantes VITA In-
Ceram sont proposées : ZIRCONIA, ALUMINA et SPINELL. Une fois la pièce usinée, elle
est « infiltrée » : la structure poreuse est alors remplie de verre spécial de lanthane, ce qui
renforce considérablement sa solidité.
Fig 22: Blocs Vita Alumina, Spinell et Zirconia avant usinage
39

40. Fig 23 : Chape unitaire et chape de bridge
Zirconia Alumina Spinell
Fig. 24 : Céramiques d’infrastructure VITA In-Ceram : les petites photos REM montrent la structure à
l’état poreux (à gauche) et après infiltration (à droite), grossissement 10 000 fois.
Les blocs Vita In-Céram Zirconia sont des blocs AL2 O3ZrO2 frittés, poreux. Ils se présentent en
quatre tailles et sont translucide.
Les blocs vita In-céram Alumina sont des blocs d’Al2O3 frittés, poreux. Ils se présentent en deux
tailles et sont très translucides.
Les blocs vita In Céram Spinell sont des blocs de Mg Al2O3 frittés, poreux. Ils se présentent en une
seule taille et sont extrêmement translucides.
40

41. L'utilisation de blocs frittés industriellement a permis d'augmenter la résistance et la fiabilité. La
fabrication industrielle du matériau en bloc, liée à un frittage plus prononcé que le matériau barbotine
fournit un matériau ayant de très bonnes qualités d'usinage et garantissant une manipulation sur aux
laboratoires de prothèse dans des délais courts.
Pour recouvrir ses blocs, la société Vita à sorti une céramique a structure fine.
9. Différents systèmes de céramique sans support
métallique :
HISTORIQUE DES ANCIENS SYSTEMES :
La céramique fut introduite dans l'art dentaire au XVIIIe siècle par Alexis Duchateau et développée par
Dubois de Chement (43) , (55) . Au début, les restaurations esthétiques furent élaborées à partir de
facettes préfabriquées incluses dans l'armature ou de restaurations « tout céramique » sur une feuille de
platine au demeurant très fragile (20) (43). En 1958, apparaissent les premières dents prothétiques
céramiques pour prothèses amovibles, confectionnées à partir de poudres fines de céramique, cuites
sous vide.
À la fin des années 1970 apparaissent les céramiques sur feuille (53) ,(62),(63), (94), qui bien que
commercialisées sous différentes formes et d'élaboration aisée n'ont pas obtenu un succès clinique car
d'autres types de céramique sont apparus. En effet, au cours des années 1970, de nouvelles techniques
de réalisation de couronnes céramiques sans collier métallique remplacent la couronne « Jacket »
classique (18) , (59) . L'acte de naissance de cette construction est antérieur au siècle et la paternité doit en
être attribuée à C.H. Land qui a déposé le brevet en 1887 (43) ,(52) ,(55), (70). L'idée d'éliminer la feuille
d'or et de la remplacer par l'application d'une céramique de haute résistance sera bientôt obtenue par
les céramiques alumineuses (54), (59). Dans celles-ci, la dispersion de cristaux de céramique de haute
résistance à l'intérieur de la matrice de verre augmente la résistance et le module d'élasticité de
l'ensemble. Mc Lean et Hughes (61) utilisent ce procédé pour réaliser la première coiffe porcelaine
alumineuse qui ouvrira la voie aux procédés Cérestore et Hi-Céram (17) (18) , (20)..
Au cours des années 1980, les céramiques de verre sont introduites sur le marché. Grossman et Adair
proposent une nouvelle expression de la vitrocéramique, que la firme De Trey commercialise sous le
nom de Dicor. (36). La transparence du Dicor procure un effet de mimétisme caméléon avec les dents
adjacentes. Bien que très esthétique, la fragilité des restaurations collées a limité son utilisation.
En 1985, Michaël Sadoun met au point le slip-casting, procédé d'élaboration simple permettant
d'obtenir une coque d'alumine avec une capacité de résistance suffisamment importante pour permettre
de réduire son épaisseur et de la rendre comparable avec une chape métallique conventionnelle (8) , (29),
(60), (65), (88). Ce procédé est commercialisé par la firme Vita en 1989 avec l'appellation In-Céram. Cette
nouvelle céramique montre à la fois la plus grande résistance à la flexion et à la rupture de toutes les
céramiques disponibles actuellement (80).
41

42. Fig. 25 : Résistance des céramiques ( Source : www.planetcerec.com)
NOUVEAUX SYSTEMES DE CERAMIQUE DITS « TOUT CERAMIQUE » :
Systèmes pressés :
Empress II (Ivoclar) : après l'Empress I, précurseur en la matière, dont la résistance en flexion était de
117 MPa, la société Ivoclar a développé un nouveau produit à base de disilicate de lithium permettant
d'augmenter sa résistance à la flexion à 350 MPa (soit 3 fois celle de l'IPS Empress I). Cette haute
résistance permet la réalisation de petits bridges ainsi qu'un scellement conventionnel dans les cas
favorables. La technique de mise en oeuvre reste simple puisqu'il convient de réaliser une
infrastructure en cire en respectant une épaisseur minimale de 0,8 mm pour les coiffes et une
connexion de 4 × 4 mm entre l'élément intermédiaire et l'élément pilier. Une tige d'alimentation est
fixée sur chacun des éléments piliers puis on procède à la mise en revêtement. Après que le cylindre ait
atteint la température de 850 °C lors d'une montée progressive en température, un lingotin est ensuite
placé dans le conduit et l'ensemble est placé sur le support du four qui effectue automatiquement le
cycle de pressée à une température de 990 °C pour le concept de stratification et de 1075 °C pour le
concept de colorisation. Le bridge est adapté sur le modèle de travail et une première cuisson de
connexion est réalisée à 800 °C. On procède ensuite à l'élaboration de la pièce prothétique avec la
céramique IPS Empress II, qui est adaptée au coefficient de dilatation thermique du matériau pressé.
Sa température de frittage est de 800 °C, et le glaçage s'effectue à 770 °C. Le temps de réalisation
d'une pièce pressée est de 3 à 4 heures. Elle est destinée à la réalisation de couronnes unitaires,
42

43. facettes, inlays et bridges 3 éléments jusqu'à la seconde prémolaire (résistance à la flexion 350 MPa)
(2), (5), (9), (15) , (22) , (19) , (31), (32) , (40) , (42) , (44), (77) , (95) .
D'autres systèmes sont basés sur le même principe. On trouve principalement :
- OPC System (Jeneric Pentron) ;
- Finesse All-Ceram (Ceramco) ;
- Cera Quick-Press (Elephant).
Systèmes à usinage :
Il faut distinguer les procédés selon la technique d'acquisition par la lecture optique (rayon laser) ou
mécanique (palpeur) du die (ou de la maquette). L'usinage de l'infrastructure prothétique se fait au
laboratoire ou dans un centre spécifique dédié à la méthode.
Procédé CELAY :
Le procédé Celay est une technique de reproduction mécanique, permettant de réaliser des
restaurations tout céramique (sans armature métallique). Le procédé Celay permet l'usinage des
couronnes et des bridges par fraisage. Sur le maître modèle est d'abord fabriquée une maquette en
composite photo polymérisable sous vide nécessaire à la copie. La prothèse définitive est découpée
dans un bloc de céramique. Un palpeur, guidé manuellement, suit les contours de la restauration
témoin. La reconstitution esthétique et anatomique de la dent est faite classiquement par couches
successives avec la céramique Vitadur alpha. En fonction des indications (inlays, onlays, couronnes
partielles ou facettes), différents matériaux sont utilisables : céramique feldspathique, In-Céram
Alumina, In-Céram Spinelle... Cette méthode convient également pour les couronnes jaquettes des
moignons d'implants unitaires ( 1) , (79), (80) , (91).
Système PROCERA (Nobelbiocare):
Destiné à la réalisation de couronnes cristal antérieures et postérieures, c'est le système le plus solide
mais également le plus lourd en investissement et en gestion du temps dans les systèmes pressés.
L'accès au système implique la possession d'un scanner, d'un ordinateur et d'un modem pour
transmettre après analyse les données informatiques vers la station de fabrication des chapes en Suède.
Après avoir préparé le die, il est fixé sur un support qui, par un système rotatif, va permettre à un
palpeur d'enregistrer environ 30 000 points de mesure afin de reproduire la forme exacte du moignon.
Ces données numériques digitalisées sont transmises sur un écran pour permettre au prothésiste de
définir la limite cervicale très précisément. Il peut également définir l'angle d'émergence de la chape,
son épaisseur et sa forme. L'empreinte optique est ensuite transmise par modem sous forme de fichier à
la station Procera en Suède. Là-bas, deux copies du die sont fraisées à l'aide d'une machine-outil, dont
l'une est surdimensionnée de 20 % pour compenser le retrait de l'alumine lors du frittage. La seconde
copie sert au contrôle de l'ajustage après cuisson. Une poudre d'oxyde d'alumine de très grande pureté
est compactée et pressée sur le die surdimensionné positionné dans un moule spécifique subissant une
pression d'environ 2 tonnes, c'est ce qui confère la densité et l'homogénéité parfaite nécessaire à la
dureté de la chape. La forme extérieure est obtenue par fraisage puis la pièce est frittée entre 1 600 et 1
700 °C pendant 3 heures. La chape en alumine frittée est ajustée sur le die de contrôle et expédiée en
48 heures par courrier express au laboratoire. La céramique cosmétique utilisée doit être compatible
43

44. avec le CDT de la chape alumine qui est de 7 × 10-6 °C. La société Ducera a donc élaboré une
céramique appropriée et commercialisée sous le nom de All Ceram. La résistance à la flexion est de
687 Mpa (1) (3).
Un des points forts de cette céramique cosmétique est sa finesse de grains qui lui confère une moindre
rétraction après la cuisson à 910 °C. Sa surface tendre et facile à polir présente également l'avantage de
limiter l'usure des dents naturelles.
La technique de scellement du Procera est similaire aux techniques de scellement des
céramométalliques et ne nécessite aucun mordançage. La couronne peut être scellée à l'aide d'un verre
ionomère, de ciment oxyphosphate, de Vitremer ou de ciment composite (12).
Le risque de fracture concernant les dents antérieures est similaire pour les systèmes de restauration
tout céramique In-Céram, IPS Empress, Procera et Cerec.
Pour Oden et Robbiani ( 71), (84), le Procera présente 96,9 % de taux de succès (13, (23), (28) , (89).
Système CEREC (SIRONA) :
Le système Cerec existe depuis 1987, depuis 1993 dans sa version 2 et récemment sont apparus la
version 3 et le Cerec InLab (27), (47).
Cette machine-outil à commande numérique est conçue pour usiner un plot de céramique à partir d'une
empreinte optique réalisée par une caméra et d'un logiciel de traitement de l'image. Le Cerec 2
permettait déjà de réaliser toutes les restaurations unitaires, inlays, onlays et facettes mais aussi les
couronnes dont on décrit trois types : couronne simplement maquillée, couronne réduite complétée par
apport de céramique cosmétique, et chape Alumina Vita secondairement stratifiée..
Le système Cerec, conçu initialement pour remplacer de façon extemporanée les amalgames par des
inlays de céramique, a considérablement évolué du fait des grandes possibilités de la machine et des
performances de l'informatique. Si le Cerec 1 ne permettait de faire que des pièces prothétiques d'un
ajustage médiocre, il en est tout autrement pour le Cerec 2 qui permettrait une précision cervicale de
l'ordre de 20 m. Le système est en évolution permanente, ainsi le Cerec 3D permet de réaliser
aujourd'hui des bridges de trois éléments (14), (66), (92).
Autres procédés d’usinage :
D'autres procédés d'usinage sont également commercialisés. On trouve principalement :
- DCS Precident (Dental AG Suisse) ;
- Cicero (Computer Integrated Ceramic Reconstruction) ;
Digital Dental System (Cynovad PRO50).
10. Conclusion :
Le choix du matériau et du système de restauration repose sur la réponse à une série de questions
concernant la biocompatibilité et la résistance du matériau, la quantité de réduction nécessaire pour la
préparation, la qualité du joint dentoprothétique, le gain esthétique, l'abrasion, l'étude clinique à long
terme, la réalisation des bridges, la commodité pour le praticien et pour le patient ainsi que le coût.
Les restaurations en céramo-céramique sont cliniquement éprouvées depuis 1993 . Elles offrent les
avantages suivants pour le patient :
44

45. aucun liseré métallique visible
grande qualité d'ajustage
conductibilité lumineuse avantageuse (absence d’effet parasol)
haute résistance aux sollicitations grâce à d'exceptionnelles valeurs physiques
aucune irritation thermique du fait de la faible conductibilité thermique
absence de pluri métallisme
aucun investissement en alliage
L'analyse comparative des propriétés mécaniques des nouveaux matériaux pour restauration tout
céramique montre des propriétés très supérieures aux procédés déjà existants (résistance à la rupture
supérieure à 350 MPa). Le matériau de base de fabrication des bridges s'oriente vers l'oxyde de
zirconium. La porcelaine a été utilisée comme matériau de choix pour les restaurations esthétiques
durant la dernière moitié de ce siècle pour ses qualités esthétiques et sa résistance. À cause de son
pouvoir abrasif, de la transmission des impacts occlusaux et des possibilités limitées de réparation,
pourra-t-elle être remplacée ?
L'analyse des résultats de résistance à la fracture des matériaux pour restauration tout céramique
indique que la céramique pour usinage présente une très faible probabilité de fracture à long terme
sous contrainte. Si le procédé industriel garantit la stabilité de structure du matériau, l'influence des
imperfections dues à l'usinage n'est cependant pas encore connue. Si les propriétés mécaniques
peuvent présager de bonnes performances, seul l'essai clinique confirme la validité des tests.
Tous ces paramètres nous ont orienté dans la réalisation de ce mémoire vers l'étude d'un système dont
la mise en oeuvre reste compatible avec la gestion normale d'un cabinet dentaire libéral et qui peut
apporter une aide précieuse aux praticiens conscients des avantages apportés aux patients par des
reconstitutions parfaitement biocompatibles en implantologie.
Pour sa facilité de mise en oeuvre et d'utilisation, nous avons choisi d'étudier ce que peut apporter le
Cerec 3D dans le cadre d'une pratique d'implantologie.
45

46. HISTORIQUE ET
EVOLUTION DU SYSTEME
CEREC :
46

47. L
e CEREC est fabriqué en Allemagne par SIRONA, selon les normes européennes de qualité (DIN ISO
9001, DIN EN 46001)
Le siège et le site de production de SIRONA DENTAL SYSTEMS sont basés à Bensheim, en
Allemagne (Fig. 26). Avec 1500 employés et 310 millions d’euros, c’est un groupe relativement
important qui investit régulièrement dans le développement du matériel depuis sa création.
Fig.. 26 : Siège et site de production de SIRONA DENTAL SYSTEMS à Bensheim en Allemagne
(Source : SIRONA DENTAL SYSTEMS)
1. Débuts de la conception assistée par ordinateur en
dentisterie (Pr. DURET, pr. MÖRMANN, pr. REKOW) :
Le projet a démarré dans les années 1980 grâce à 3 équipes : à l’université de ZURICH, celle du
professeur Mörmann , en France, celle du professeur DURET, et en Suède, celle du professeur
REKOW. L’idée était de mettre à la disposition des praticiens un système de conception et fabrication
assistée par ordinateur pour la dentisterie. Les deux premières équipes ont abouti à des prises
d’empreintes optiques en 1983 (Fig. 27), puis des traitements expérimentaux sur patients en 1985,
mais seul le matériel de l’équipe suisse a connu un développement commercial important pour aboutir
à la présentation du CEREC 1 en 1988 et à son évolution constante depuis cette date.
47

48. Fig. 27 : Première prise d’empreinte optique réalisée en avril 1983 par l’équipe du professeur
MORMANN
2. Evolution du CEREC : de l’inlay aux facettes et
couronnes :
De 1985 à 1988 :
Fin des essais cliniques et présentation internationale du CEREC 1 qui permettait la
réalisation d’inlays taillés dans un bloc de céramique par un seul moteur commandant un
disque diamanté. La précision était discutable, le logiciel assez difficile à utiliser sur un écran
monochrome, et la machine elle-même assez fragile avec des cartes électroniques spécifiques
et donc très onéreuses à remplacer.
48

49. Fig. 28 : Evolution du Cerec expérimental au Cerec 1, commercialisé en 1988
1994 : Arrivée du CEREC 2 :
Cette machine marque une évolution notable:
l’utilisation simultanée de deux moteurs électriques
commandés par un ordinateur pour creuser
dans un plot de céramique.
Fig. 29 : CEREC 2
49

50. 1997 : Apparition du logiciel de réalisation de
couronnes sur le CEREC 2
Fig. 30 : Réalisation de couronne sur le CEREC 2
2000 : Sortie du CEREC 3 :
Remplacement du disque par une deuxième fraise, moniteur haute définition : La précision
augmente ; remplacement du
Hardware par des composants PC
plus grande fiabilité et réparations
plus aisées; software fonctionnant
sous WINDOWS XP
Fig. 31 : CEREC 3
2001 : Sortie du système INLAB :
réalisation de chapes de couronnes pour les laboratoires de prothèse.
2003 : Sortie du logiciel CEREC 3D :
qui apporte en convivialité et en facilité d’utilisation (Fig.. 32) par la possibilité de voir les
reconstitutions en 3 dimensions
50

51. Fig. 32 : Vue d’une proposition de
couronne en CEREC 3D (Source :
SIRONA DENTAL SYSTEMS)
2004 : Logiciel 3D pour les laboratoires :
Fig. 33 : Proposition d’armature de
Bridge en CEREC INLAB 3D
(source SIRONA DENTAL SYSTEMS)
Fig. 34 : Système Cerec Inlab.
51

52. En 2006, sortie du nouveau programme :
Ce programme est accompagné d’une nouvelle fraise à 3 étages (Fig. 42, p. 56), permettant
d’une part plus de précision pour les usinages fins, d’autre part plus de rapidité pour le
dégrossissage ; il y a plus de 17500 CEREC installés dans le monde dont plus de 10 000
CEREC 3D et 1500 machines IN LAB : c’est le système CAD CAM le plus répandu dans le
monde.
3. Présentation du matériel :
UNITE D’ACQUISITION:
L'unité d'acquisition consiste en un ordinateur puissant fonctionnant sous Windows X. P. et
équipé d'un écran 17 pouces haute définition avec un logiciel embarqué permettant la
réalisation de différentes pièces prothétiques en les usinant à partir de blocs de céramique ou
de composite 3 M.
Figure 35 : Cerec 3 D : unité d'usinage et unité d'acquisition.
52

53. CAMERA :
Cet ordinateur est équipé d’une caméra infra rouge dont le principe de fonctionnement est un
rayon réfléchi .
Profondeur
de champ :
25 mm
Largeur de
l'image : 25
mm
La prise de
vue s'effectue
en temps
réel. Fig. 36 : Caractéristiques de la Caméra du CEREC 3D
La caméra Cerec est une caméra infrarouge qui permet d'acquérir des reconstitutions d'une
hauteur de 11 millimètres maximum. On peut y adjoindre un clip de positionnement qui évite
de toucher les faces occlusales avec l'objectif de la caméra, retirant ainsi la poudre des
préparations et obligeant à nettoyer la caméra dont l'objectif serait taché.
Fig. 37 :Vue du clip de positionnement
53

54. Le principe de la mesure 3D
Grid
IR - LED
CCD
projection reflection
Fig. 38 : Principe de la mesure 3 D (source : SIRONA DENTAL SYSTEMS) :
UNITE D’USINAGE :
Fig. 39 : Photographie de l'unité d'usinage
54

55. Fig. 40 : Photographie de la chambre d’usinage
La particularité du Cerec est d'avoir 2 moteurs synchronisés commandés par un seul
ordinateur (fig. 41).
Fig. 41 : Vue des fraises et du travail sur un bloc dans la chambre d’usinage
55