Zantex un matériau composite à matrice fibrée pour armatures prothétiques
Le ZANTEX™, un matériau composite renforcé par un réseau de fibres pour les armatures prothétiques
Caractérisation mécanique en fatigue comparée avec différentes tailles de connecteurs et comparée à une armature en Zircone-Yttrié
Article scientifique issu des travaux de l’équipe du Professeur Bonfante de New York University : Bergamo ET et al. (2021). Physicochemical and mechanical characterization of a fiber-reinforced composite used as frameworks of implant-supported prostheses. Dental Materials.
Résumé écrit par Augustin Lerebours (PhD).
Introduction
Les progrès en implantologie dentaire ont permis de fiabiliser les restaurations prothétiques de dents uniques et des arcades, même pour les protocoles de mise en charge immédiate des implants [1].
Malgré le succès clinique prouvé de l’ostéointégration, les reconstructions implanto-portées présentent des complications biologiques et mécaniques. Indépendamment du système de restauration, les prothèses implanto-portées présentent des niveaux plus élevés de complications techniques par rapport aux prothèses dento-portées [2].
Pourquoi les prothèses implanto-portées présentent plus de complications que les prothèses dento-portées ?
La différence réside en 2 points fondamentaux [3] :
- L’absence de mécanorécepteurs et de leur mécanisme de rétroaction périphérique qui différencie la dureté et la texture des aliments,
- L’absence le ligament parodontal et sa résilience inhérente pour absorber les forces occlusales.
Le comportement biomécanique des reconstructions implantaires est principalement influencé par les propriétés physico-mécaniques, la géométrie et la position tridimensionnelle des composants prothétiques [4].
Comment améliorer les systèmes de restauration pour être biomécaniquement favorables aux contraintes occlusales et répondre aux exigences fonctionnelles et esthétiques de la cavité buccale ?
Le Zantex ; un composite à matrice fibrée innovant
Les composites sont des systèmes qui combinent deux ou plusieurs constituants de composition et/ou de morphologie différentes présentant un avantage synergique de leurs meilleures propriétés [5]. Les composites à matrice fibrée sont apparus comme une classe de matériaux en plein essor dans les domaines de l’aérospatiale, de l’aéronautique et biomédicales avancées, en raison de leurs rapports résistance et rigidité élevés en comparaison au poids [6].
Le Zantex™, matériau présenté dans cette étude est constitué plus spécifiquement de fibres inorganiques et d’une matrice polymère.
L’objectif de cette étude est de caractériser les propriétés physico-chimiques et mécaniques d’un composite à matrice fibrée, le Zantex™. Il s’agit d’évaluer la fiabilité en fonction de la superficie des connecteurs pour une prothèse postérieure implanto-portée à 3 éléments, dans le cadre d’un test de durée de vie accélérée (test de flexion en fatigue).
Analyse tridimensionnelle
Les micrographies transversales du Zantex™ obtenues par MEB montrent une haute densité de fibres continues en contact intime avec la matrice polymère. La géométrie des fibres est cylindrique et standardisée (ø15 µm) et sont distribuées de façon parallèle dans un mode multicouche bidirectionnel. La fabrication industrielle des disques Zantex™ permet de contrôler et de minimiser la formation de défauts. Ce renfort fibreux entraîne une augmentation considérable de l’énergie de rupture nécessaire à la propagation des fissures. Les propriétés des composites à matrice fibrée sont directement influencées par le type de fibre, la fraction volumique des fibres dans la matrice, l’architecture et l’orientation des fibres, la matrice polymère utilisée et l’adhésion interfaciale entre la fibre et la matrice.
D’un point de vue biomécanique, les fibres continues doivent être alignées parallèlement à la direction de la contrainte principale maximale et ceci afin d’assurer la pérennité de la réhabilitation [7].
Figure 1 : Mise en évidence de l’orientation des fibres selon un mode bidirectionnel par images MEB
Analyse physico-chimique
Figure 2 : Composition chimique des fibres et du polymère
La composition chimique obtenue par spectroscopie à dispersion d’énergie (EDS) a été réalisée sur deux régions d’intérêt (ROI) différentes, à prédominance de polymère ou de fibres (Fig. 2). La ROI du polymère est composée de 66% de carbone et de 33% d’oxyde d’aluminium, quant à la ROI des fibres, elle est composée d’environ 48% de dioxyde de silicium et 38% d’oxyde de calcium. Les spectres de diffraction des rayons X (XRD) ont révélé que le matériau est essentiellement amorphe avec quelques pics typiques de l’hydroxyde d’aluminium (Al(OH)3) (Fig. 3). Sur la base des spectres EDS et XRD, les résultats confirment le fait que le Zantex™ est renforcé par des fibres de verre en raison de la présence prédominante de silice et de l’absence de pics de silicate, ainsi que de gibbsite, qui est une phase cristalline d’hydroxyde d’aluminium. Les fibres de verre ont une excellente stabilité thermique et chimique, ainsi qu’une excellente résistance mécanique (environ 400 MPa) et une résistance à l’usure [8]. Ce qui en fait une bonne indication pour l’utilisation recherchée. L’ajout de gibbsite améliore la stabilité thermique du composite, permettant de réduire les effets néfastes du chauffage associé au fraisage.
Figure 3 : Spectre de diffraction X du Zantex™, mise en évidence de la phase cristalline Gibbsite (AL(OH)3
La composition chimique obtenue par spectroscopie à dispersion d’énergie (EDS) a été réalisé sur deux régions d’intérêt (ROI) différentes, à prédominance de polymère ou de fibres. La ROI du polymère est composée de 66% de carbone et de 33% d’oxyde d’aluminium, quant à la ROI des fibres, elle est composée d’environ 48% de dioxyde de silicium et 38% d’oxyde de calcium (Fig. 1d-f). Les spectres de diffraction des rayons X (XRD) ont révélé que le matériau est essentiellement amorphe avec quelques pics typiques de l’hydroxyde d’aluminium (Al(OH)3) (Fig. 2). Sur la base des spectres EDS et XRD, les résultats confirme le fait que le Zantex™ est renforcé par des fibres de verre en raison de la présence prédominante de silice et de l’absence de pics de silicate, ainsi que de gibbsite, qui est une phase cristalline d’hydroxyde d’aluminium.
Le renfort par fibres de verre est largement indiqué comme composés de renforcement du fait de leur excellente stabilité thermique et chimique, ainsi que de leur excellente résistance mécanique (environ 400 MPa) et de leur résistance à l’usure. L’ajout de gibbsite améliore la stabilité thermique du composite, permettant de réduire les effets néfastes du chauffage associé au fraisage.
La figure 4 montre la transformation de fourrier de spectres infrarouge (FTIR) et l’attribution des bandes de longueur d’ondes. Le spectre confirme l’utilisation de résine époxy comme matrice polymère du Zantex™ en raison des similitudes de spectre avec l’éther diglycidylique de la résine novolacphénol-formaldéhyde. Il s’agit d’une résine thermodurcissable présentant un intérêt particulier pour les applications dentaires en raison de ses propriétés supérieures liées à une faible conductivité thermique, à une polyvalence de traitement, à une résistance à la rupture importante, à un faible module élastique.
Figure 4 : Transformation de fourrier du spectre infrarouge du Zantex™. Attribution des bandes de longueurs d’ondes observées
L’analyse des courbes thermogravimétriques (Fig. 5) montre une perte de masse mineure à 130◦C, correspondant à l’élimination de l’humidité intrinsèque (∼1,5% de perte de masse). La légère perte de poids à 300◦C a été associée à la déshydratation de l’hydroxyde d’aluminium (transformation de la gibbsite Al(OH)3 en boehmite AlOOH) (∼5,5% de perte de masse). Une perte de masse plus intense est observée à partir de 420◦C, elle est attribuée à la décomposition de la résine époxy (∼25% de perte de masse). Entre 450 à 800◦C, on observe la déshydratation de la boehmite (∼3% de perte de masse), formant ainsi de l’alumine (Al2O3, ∼20% de teneur en poids). L’analyse thermogravimétrique permet d’estimer la teneur en fibres de verre à 45% (Fig. 4). Le Zantex™ ne doit pas être chauffé au-delà de 300°C au risque de perdre l’intégrité mécanique du matériau.
La microdureté Vickers (charge 1 kgf, 15 s) donne une dureté du Zantex de 212 HV.
Figure 5 : Courbe thermogravimétrique du Zantex™ et sa dérivée
Analyse biomécanique : Tests de durée de vie accélérée
Mise en forme des échantillons
Deux implants par prothèse dentaire fixe ont été encastrés à l’aide d’un gabarit dans de la résine acrylique poly(méthylméthacrylate), laissant 1 mm de l’interface implant-pilier exposé et une distance inter-implantaire de 19 mm, ce qui représente les dimensions nécessaires à la reconstruction d’un pontique de première molaire mandibulaire. Des piliers titane ont ensuite été serrés sur les implants (30 Ncm) à l’aide d’une clé dynamométrique.
L’ensemble a été scanné et le modèle d’une prothèse dentaire comprenant une deuxième prémolaire, une première molaire et une deuxième molaire.
Les structures ont été fraisées avec deux types de connecteurs :
- des connecteurs conventionnels de 9 mm2 dans la zone de connexion et
- des connecteurs de plus grande superficie de 12mm2 (hauteur du col lingual de 2,5 mm dans la région cervicale de l’armature, connecté à des montants proximaux de 3 mm de hauteur).
Une structure en zircone yttrié (Y-TPZ) avec des connecteurs de 12mm2 a été réalisée en comparaison.
L’armature a ensuite été revêtue de composite résine cosmétique avec un composé inorganique de silicate de zirconium à environ 73 % (Ceramage, Shofu, Kyoto, Japon) pour la mise en forme finale des dents de la prothèse dentaire (environ 1 mm d’épaisseur).
Technique de collage du Zantex™ au composite cosmétique :
L’armature est sablée (Al2O3, 45 µm, t :10 s, d : 5 mm), lavée et rincée, puis séchée à l’air. Pour le collage, mise en place d’une couche de primer suivie d’une résine de collage (CeraResin Bond, Shofu) sur la surface de l’armature. Les surfaces sont ensuite photopolymérisées pendant 20s (Valo Corded, Ultradent Products, South Jordan, UT, USA). La reconstruction composite de la face interne a été réalisée avec la technique du moufle transparent, obtenue à partir du modèle imprimé de l’anatomie de la prothèse dentaire pour standardiser la géométrie des prothèses finales.
Technique de collage du pilier titane au Zantex™ :
Les prothèses ont été scellées sur les piliers à l’aide d’un ciment résine auto-adhésif dual (BeautiCemSA, Shofu). La surface des piliers titane a été sablée de façon identique, puis lavée, rincée et séchée à l’air comprimé. Pour le collage, le ciment résine a été appliqué directement sur la surface interne de la structure. L’assemblage a ensuite été maintenu sous une charge de 10 N pour permettre une répartition uniforme du ciment et l’excédent a été éliminé. L’assemblage a ensuite été photopolymérisé pendant 20 s sur chaque surface.
Figure 6 : Schémas du dispositif ; Fabrication d’une armature en Zircone Yttrié avec des connecteurs de 12mm2, en Zantex avec des connecteurs 12mm2 et de 3mm2
Paramètres de test :
Trois prothèses dentaires de chaque groupe (connecteurs 9mm2, 12mm2) ont été soumises à un essai de compression jusqu’à la rupture. Le mandrin est sphérique en carbure de tungstène de diamètre 6,25mm. Il est muni d’une cellule de charge de 5000 N. Ce système est placé au centre du bridge et descend à une vitesse transversale de 1 mm/min.
Figure 6 : Dispositif pour essai de compression jusqu’à la rupture
Les résultats de ces essais ont permis d’identifier la charge maximale à la rupture, permettant ainsi de définir trois profils de pression pour les essais de flexion en fatigue accélérée :
- Légère (300N)
- Modérée (600N)
- Agressive (800N)
De fait, les spécimens affectés à un profil doux seront soumis à des cycles plus longs pour atteindre le même niveau de charge cumulée qu’un spécimen affecté au profil agressif.
Les essais dynamiques ont été réalisés avec les échantillons immergés dans l’eau, à une fréquence de 10 Hz. Les essais ont été menés jusqu’à la fin des 100 000 cycles, ou jusqu’à la rupture de l’échantillon.
Figure 8 : Dispositif de l’essai de durée de vie accélérée
Paramètres de test
Tableau 1 : Fiabilité des armatures en fonction de la superficie des connecteurs, de la charge maximale appliquée en cyclique. Les différences entre les armatures en Zantex™ sont significatives à partir 600N.
La résistance caractéristique pour l’armature en Zantex™ à connecteurs 12mm2 est comprise entre 1 083-1083 N (IC : 1 027-1141 N) et le Zantex™ à connecteurs 9mm2 est de 941 N (IC : 904-980N).
- A 300N, les prothèses supportées par des implants à trois unités avec des armatures Zantex™ ont démontré une forte probabilité de survie (jusqu’à 99 %, IC : 95-100 %), indépendamment de la taille des connecteurs de l’armature.
- A 600N, les prothèses Zantex™ à connecteurs 9mm2 (84 %, IC : 69-92 %) ont montré une diminution statistiquement significative de la fiabilité, tandis que les prothèses Zantex™ à connecteurs 12mm2 (94 %, IC : 77-98 %) n’étaient pas significativement réduites.
- A 800 N, les résultats ont montré une diminution statistiquement significative de la probabilité de survie pour le Zantex™ à connecteurs 9mm2 (19 %, IC : 8-34 %), et le Zantex™ à connecteurs 12mm2 (75 %, IC : 42-91 %).
Le principal mode de défaillance des armatures Zantex™ revêtue de composite cosmétique est la fracture cohésive du revêtement. Un écaillage est visible dès 650-725N. La fracture adhésive du composite cosmétique avec la structure Zantex™ se produit entre 720-1225 N.
Figure 9 : Micrographie et images MEB présentant les fractures cohésives. Les étoiles indiquent l’origine des fissures.
Figure 10 : Micrographie et images MEB présentant les fractures adhésives (a-e). Les étoiles indiquent l’origine des fissures.
Discussion
Analyse de la tenue mécanique et des modes de défaillances :
Les avantages du disque Zantex™ réside dans son rapport élevé, sa résistance à la flexion, son faible module élastique, et la réparabilité aisée des prothèses dentaires.
Cette étude a permis de caractériser le Zantex™ tant sur ses propriétés physicochimiques que mécaniques et d’évaluer sa fiabilité via deux conceptions d’armature (connecteurs de 9mm2 et de 12mm2) soumises à des tests de fatigue accélérés. Le Zantex™ démontre une forte probabilité de survie pour une charge masticatoire classique (300N, 99%) indépendamment de la surface des connecteurs de l’armature.
Néanmoins, dans un scénario de charge plus exigeant (>800N) notamment pour les patients faisant du bruxisme, il est conseillé d’augmenter la surface des connecteurs à 12mm2. En effet, lors d’une forte charge, l’augmentation de la surface du connecteur à 12mm2 (800 N, 75 %) donne lieu à une fiabilité nettement supérieure que des connecteurs à 9mm2 (800 N, 19 %). Cette capacité de résistance à la charge plus élevée s’explique par l’augmentation de la teneur en fibres à section transversale plus élevée pour les connecteurs à 12mm2.
Cette constatation est pertinente car la plupart des systèmes de CFAO produisent par défaut la conception conventionnelle à 9mm2. Il est donc nécessaire pour certains patients de consacrer plus de temps à la conception d’une armature à connecteurs plus grande.
Dans le cas d’une armature Zantex™, le mode défaillance provient toujours du matériau de revêtement cosmétique, qui se fracture de manière cohésive (pour les charges faibles) ou adhésive (pour les charges élevées), les fissures prenant naissance sous la zone de charge se propageant jusqu’aux bords des prothèses. Les résultats montrent que la superficie des connecteurs a une influence sur la probabilité de fractures du composite cosmétique à partir d’une charge critique (environ 600N). L’apparition d’une fracture cohésive ou adhésive du composite cosmétique peut être associée à la teneur en fibres dans l’armature, affectant l’initiation et la propagation des dommages ainsi que les défauts provenant de l’interface époxy/méthacrylate [10].
Ce mode de défaillance prédominant des armatures Zantex™ est un avantage comparé aux armatures métal-céramique et zircone, puisqu’il donne la possibilité d’être réparé aisément par des procédures de restauration conventionnelles en cabinet.
Comparaison des performances avec les armatures céramiques :
Les résultats des essais de durée de vie accélérée des armatures en métal-céramique et en zircone yttrié avec un connecteur de 12 mm2 ont également été testées selon le même protocole. La fiabilité est similaire pour les prothèses métal-céramique à 300N (95%) et plus faible pour les prothèses en Zircone Yttrié (55%), comparativement avec les prothèses en Zantex™.
La comparaison avec les armatures classiques en métal-céramique et en zircone yttrié indique un résultat prometteur pour le Zantex™ dans les scénarios cliniques difficiles [9]. Les résultats corroborent le fait qu’outre la résistance mécanique, d‘autres propriétés mécaniques contribuent à la survie des reconstructions implanto-portées. Ces dernières étant sujet à des complications techniques en raison de l’absence de ligament parodontal et d’un comportement biomécanique critique.
Les meilleures performances du Zantex™ sont associées à son faible module élastique et sa nature flexible, ce qui permet l’absorption des forces de compression et à la distribution des contraintes [9], [11]. Ces propriétés mécaniques optimisées entraine une réduction de la transmission des contraintes sur l’os péri-implantaire notamment crestal.
Cette réduction des contraintes par les propriétés mécaniques du Zantex™ permet une réduction des pertes osseuses à court, moyen et long termes [3], [11].
Analyse physico-chimique des mécanismes d’adhésion
Lors du collage des composites cosmétiques au Zantex™, les fibres exposées et la matrice polymère sont les substrats de l’adhésion, les éventuels échecs d’adhésion peuvent être liés à une force de liaison compromise de l’interface époxy/méthacrylique [10].
Habituellement, les mécanismes d’adhésion des composites fabriqués indirectement, sont basés sur la dissolution de la surface, et l’enchevêtrement des chaînes de polymères entre le substrat dissous et les monomères du matériau de recouvrement. Cependant, les polymères réticulés thermodurcis, tels que le Zantex™, sont difficiles à dissoudre sans produits chimiques puissants, pression ou température élevée, et la liaison doit donc être soigneusement étudiée [10], [12].
Sur la base de ces éléments et pour obtenir une adhésion favorable du composite cosmétique, il est recommandé de réaliser des rétentions micromécaniques utilisant des méthodes de sablage de surface et de silaniser le Zantex™ pour améliorer la force d’adhésion [13].
Conclusion
Les prothèses dentaires fixes fabriquées avec le Zantex™ ont une grande fiabilité en charge masticatoire physiologique, indépendamment de la conception de l’armature. Néanmoins, dans un scénario de charge plus exigeant (>800N) notamment pour les patients faisant du bruxisme, il est conseillé d’augmenter la surface des connecteurs à 12mm2. Dans le cas d’une armature Zantex™, le mode défaillance provient toujours du matériau de revêtement cosmétique, qui se fracture de manière cohésive (pour les charges faibles) ou adhésive (pour les charges élevées).
Le Zantex™ est particulièrement bien adapté et fiable pour la conception et la fabrication assistée par ordinateur (CAD/CAM). En effet, les disques sont fabriqués industriellement sous des paramètres contrôlés de température et de pression, ce qui permet de réduire la population de défauts et d’augmenter la fiabilité structurelle, tout en ayant un alignement des fibres précis, pour un renforcement optimal.
Dans le cas des réhabilitations dentaires, le Zantex™ présente des avantages cliniques significatifs en termes de coût-efficacité, d’adhésion chimique au ciment résine et de réparabilité.
Par ailleurs, les performances biomécaniques sont prometteuses non seulement en raison de sa résistance élevée mais aussi de son faible module élastique qui augmente la résilience du matériau et, par conséquent, favorise l’amortissement des forces de torsion et la distribution des contraintes.
Biographie
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Dr Augustin Lerebours
. Responsable Recherche Développement (PhD) chez Victory Implants
. Docteur en Biomécanique et biomatériaux
Thèse en Mécanique, Biomécanique et Biomatériaux Roberval-BMBI, France
Diplôme d’ingénieur Biomécanique Biomatériaux, Université de Technologie de Compiègne, France
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