Influence de la fabrication additive sur les pièces en Co-Cr destinées à un usage prothétique

En odontologie, comme dans plusieurs autres disciplines médicales, les alliages de cobalt-chrome (Co-Cr) sont largement utilisés pour la réalisation de dispositifs médicaux. Depuis les années 1970, ce sont les alliages les plus employés pour la réalisation de dispositifs prothétiques, comme la fabrication de châssis métalliques en prothèse amovible ou encore la confection d'infrastructures métalliques en prothèse fixée ainsi qu'en prothèse supra-implantaire [¹]. Cet essor des alliages cobalt-chrome est apparu dans les années 1980 pour pallier aux problèmes d'allergie relatifs aux alliages de nickel-chrome et au coût élevé des alliages précieux. Cette utilisation du cobalt-chrome est expliquée non seulement par ses excellentes propriétés mécaniques mais aussi par sa haute résistance à la corrosion [²].

Jusqu'à présent, les alliages de Co-Cr étaient mis en forme par coulée ou par techniques soustractives (c'est-à-dire usinage). Cependant, l'introduction récente d'un nouveau mode de procédé de fabrication a révolutionné l'ensemble du marché industriel, économique et scientifique. Il s'agit de la fabrication additive, dont le principe repose sur l'ajout de matière par empilement de couches successives. Plusieurs catégories de procédés additifs existent sur le marché en fonction du matériau que l'on souhaite mettre en œuvre, et plus particulièrement en fonction de sa composition chimique et de son état brut, c'est-à-dire solide, liquide ou pulvérulent. Ils se différencient par la manière dont les couches sont superposées entre elles, le principe de cohésion entre ces couches et la technologie mise en œuvre (par exemple l'émission d'un rayonnement ultra-violet pour la stéréo-lithographie) [³].

Deux procédés principaux existent pour les matériaux métalliques : le dépôt par énergie directe et la fusion sur lit de poudre.

La fusion sur lit de poudre a connu son essor dans les années 1980. Il existe principalement deux procédures de fusion sur lit de poudre, en fonction de la nature de la source de chaleur utilisée pour faire fondre les grains de poudre :

– les procédés SLS (Selective Laser Sintering) ou frittage laser et les procédés SLM (Selective Laser Melting) ou fusion laser utilisent tous deux l'énergie d'un faisceau laser (CO2 ou Nd:YAG) ;

– le procédé EBM (Electron Beam Melting) utilise l'énergie d'un faisceau d'électrons.

La différence entre les procédés SLS et SLM réside dans la puissance du laser utilisé, puisque le procédé SLS est un procédé de frittage qui ne mène pas à la fusion des grains, contrairement au procédé SLM.

Le procédé SLM consiste à faire fondre un alliage métallique utilisé sous forme de poudre en fonction d'un paramétrage prédéfini dans le fichier FAO. Cette poudre, apportée par un bac ascendant, est étalée par un rouleau d'égalisation sur un plateau. Un laser vient ensuite balayer cette poudre de façon à produire une fusion complète des grains entre les différentes couches successives (^fig. 1). En fonction de la géométrie de la pièce, un système de supports est fabriqué simultanément au volume produit, afin d'assurer sa stabilité sur le plateau de production. Cette procédure est réalisée dans une chambre sous atmosphère contrôlée.

En odontologie prothétique, c'est ce procédé SLM qui est le plus utilisé pour la mise en forme des alliages de cobalt-chrome, car il permet l'obtention de pièces denses.

Cependant, les pièces destinées à la prothèse qui sont produites par ce nouveau procédé sont amenées « à fonctionner » en bouche. Elles doivent donc répondre à des exigences mécaniques, physico-chimiques, biologiques et métrologiques spécifiques à leur future application, que ce soit en prothèse fixée traditionnelle (PF), en prothèse amovible (PA) ou en prothèse fixée supra-implantaire (PFSI).

Ainsi, le but de ce travail est de synthétiser les connaissances scientifiques accessibles par l'analyse de la littérature afin d'évaluer l'influence que peut avoir le procédé SLM sur les pièces en Co-Cr destinées à la réalisation de pièces prothétiques.

Matériel et méthode

À partir de la base de données MEDLINE (PUBMED), une association de mots clés a été choisie. Le champ de recherche concernait uniquement des articles de revues indexées, publiés en anglais ces 10 dernières années. Au total, 36 articles ont fait l'objet d'une sélection commune par deux observateurs.

En fonction des caractéristiques étudiées, les 36 articles sélectionnés ont pu être classés en 5 catégories (^fig. 2).

Résultats

Analyse des propriétés mécaniques

Le test de traction reste le protocole d'étude adopté majoritairement pour l'évaluation des propriétés mécaniques des alliages métalliques.

Les articles traitant des propriétés mécaniques exposent des résultats satisfaisants selon la norme ISO-22674, relative aux exigences spécifiques des matériaux métalliques destinés aux restaurations fixes et amovibles en odontologie. En effet, tous les échantillons testés présentent une limite d'élasticité supérieure à 500 MPa, un allongement à la rupture supérieur à 2 % et un module d'Young supérieur à 150 MPa (^tableau 1).

Pour l'ensemble des études, les caractéristiques mécaniques enregistrées sont meilleures comparées à celles mesurées pour les pièces obtenues par coulée, et parfois même également si la comparaison est réalisée vis-à-vis des pièces usinées (puisque ces dernières sont dépendantes de la qualité du bloc initial).

Les propriétés de surface sont également influencées par le procédé de fabrication. En effet, les pièces obtenues par procédé SLM présentent une rugosité de surface plus importante que les pièces obtenues par coulé ou par usinage [⁴, ⁵].

En revanche, quand on regarde les résultats des 6 études analysées, on s'aperçoit qu'il est difficile de superposer les résultats. Par exemple, certains auteurs montrent un allongement à la rupture de 3,2 ± 0,8 % [⁶] alors que d'autres le montrent à 12,7 ± 1,9 % [⁷]. Cela s'explique par l'hétérogénéité des protocoles qui diffèrent à chaque étude. En effet, il n'y a pas d'harmonisation quant aux machines utilisées (et à leurs paramétrages prédéfinis), aux poudres choisies (en termes de composition chimique et de diamètre) et aux post-traitements réalisés (qu'ils soient thermiques ou mécaniques).

Par exemple, les propriétés mécaniques peuvent différer non seulement en fonction des post-traitements thermiques que subissent les pièces, mais aussi en fonction de la poudre utilisée [⁸]. De la même façon, l'orientation d'impression influence les propriétés mécaniques, notamment pour la réalisation de crochets en PAP [⁵], et la présence de supports en cours d'impression impacte le comportement des pièces obtenues en fatigue [⁹].

Face à toutes ces caractéristiques propres au protocole de chaque étude, il est très difficile de superposer les résultats mécaniques.

Analyse des phénomènes de corrosion

Les pièces prothétiques en odontologie sont en contact direct avec la salive, un milieu inconstant quant à sa composition chimique, enzymatique et à ses variations en termes de pH et de température tout au long de la journée. Les pièces sont ainsi constamment soumises au phénomène de corrosion, entraînant à la fois une usure du matériau mais aussi une libération de produits de corrosion, qui sont éliminés ou au contraire susceptibles de rester dans les tissus environnants. Les ions peuvent pénétrer l'émail, la dentine, la gencive, entraînant des parodontopathies et ayant des effets cariogènes, allergènes, voire mutagènes [¹⁰]. L'ion cobalt ; en particulier ; est connu pour être toxique pour les tissus environnants, et c'est pourquoi il est primordial que les pièces destinées à être utilisées comme dispositifs médicaux minimisent au maximum son relargage.

Il est admis que la corrosion est dépendante de la nature du matériau (composition chimique) et de l'état de surface qui, comme il a été objectivé dans la partie précédente, sont modifiés par le processus SLM.

Pour analyser ce phénomène, les principaux tests utilisés sont les méthodes électrochimiques, par immersion d'un matériau métallique dans un milieu artificiel. Grâce à l'acquisition et au traitement de données par des logiciels informatiques, il est possible de déterminer des valeurs caractéristiques qui sont récapitulées dans le ^tableau 2. Cette analyse électrochimique est généralement associée à une mesure du relargage ionique.

Dans l'ensemble, il est possible de dire que les alliages de Co-Cr obtenus par SLM présentent un comportement face aux phénomènes de corrosion similaire ou légèrement meilleur que les alliages obtenus par coulée. Cette bonne résistance à la corrosion s'explique en grande partie par la fine couche d'oxydes de quelques nanomètres, qui permet une passivation de la surface, et dont la composition chimique est plus dépendante de la nature de la poudre que du procédé de fabrication [¹¹].

Toutes les études ici exposées rapportent que la quantité totale d'ions relargués est inférieure au seuil de 200 mg/cm²/7 jours, fixé par la norme ISO-10271 relative aux méthodes et aux protocoles d'essai permettant de déterminer le comportement à la corrosion des produits métalliques utilisés dans la cavité buccale.

Cependant, on retrouve de nouveau une grande disparité des résultats et une absence de certaines données (même si 3 articles [¹¹-¹³] sont issus d'une expérimentation commune effectuée par des équipes similaires). Cela s'explique par les conditions expérimentales des tests effectués qui varient d'une étude à une autre (par exemple, l'intervalle de potentiel choisi, mais surtout la nature du milieu artificiel), et par les échantillons eux-mêmes (par exemple, le degré de polissage).

Analyse de la force de la liaison céramique

Dans le cas de restaurations céramo-métalliques, la pérennité de la prothèse est déterminée en partie par la qualité de la liaison entre le métal et la céramique, elle-même sous la dépendance d'interactions à la fois physico-chimiques et mécaniques.

Ces interactions, qui se mettent en place lors des processus de cuisson et de refroidissement, vont elles-mêmes dépendre fortement des matériaux utilisés, mais aussi de leur état de surface, de leur composition chimique, de leurs propriétés mécaniques et de leurs traitements thermiques et mécaniques préalables à la formation de la couche d'oxydes. Toutes ces caractéristiques sont modifiées par le procédé de microfusion laser. Par conséquent, l'étude des répercussions de ces modifications sur la force de la liaison céramo-métallique en cas de prothèse conjointe doit être abordée.

Le test le plus utilisé par les articles pour quantifier la force de cette liaison est le test de flexion 3 points, systématiquement corrélé à une observation du faciès de rupture au microscope électronique à balayage afin de déterminer le type de rupture (cohésive, adhésive ou mixte) (^tableau 3).

Même si, à nouveau, l'hétérogénéité des protocoles ne permet pas de superposer les conclusions des différentes études, il est possible de dire que toutes les valeurs sont supérieures à la valeur minimale de 25 MPa, définie comme cliniquement acceptable par la norme ISO-9693 relative aux méthodes d'essai pour évaluer les systèmes céramo-métalliques.

Pour certains auteurs, cette similarité quant à la force de la liaison est de nouveau expliquée par la nature de la couche d'oxydes.

En effet, la liaison chimique est dépendante de cette dernière, et particulièrement de son épaisseur et des éléments en présence par interdiffusion ionique. Or, après analyse de la surface des échantillons obtenus par différents procédés [¹⁴], les oxydes en présence se révèlent identiques et le procédé de fabrication n'influence pas la nature de la couche, et donc la force de la liaison. Ces observations concernant les éléments présents au niveau de la couche d'oxydation sont similaires avec les observations faites dans la partie précédente [¹¹-¹³]. De plus, Lu et al., en 2016 montrent que la force de la liaison est altérée quand la composition de l'alliage est modifiée par adjonction de cuivre, ce qui renforce l'idée que la composition chimique de la poudre influence de manière plus significative la nature de la couche d'oxydation que le procédé de fabrication lui-même.

Analyse des phénomènes de dispersion inhérents au procédé SLM

Les pièces produites par les techniques modernes de CFAO subissent ce qu'on regroupe sous le terme de « phénomènes de dispersion ». En réalité, chaque maillon est concerné puisque de petites erreurs s'ajoutent à chaque étape (depuis l'acquisition numérique jusqu'à la fabrication à proprement parler).

Ces erreurs peuvent affecter la précision d'adaptation de la pièce finale. Or, que ce soit en PF, en PA ou en PFSI, la précision des pièces est un enjeu majeur pour l'adaptation de la future restauration, sa pérennité clinique et sa passivité à l'égard des implants sous-jacents dans le cas de PFSI.

En mécanique, la précision est déterminée par la justesse et la fidélité. Dans le cas de l'évaluation d'un procédé de fabrication, la justesse est la capacité de la machine à fournir des pièces qui présentent en moyenne des paramètres dimensionnelles correspondant à la valeur vraie du fichier COA initial. La fidélité est son aptitude à fournir des pièces ayant des valeurs similaires pour une même valeur vraie.

Il n'existe à notre connaissance ni consensus ni norme spécifique pour évaluer la capacité d'un système de fabrication à reproduire exactement le modèle conçu initialement par ordinateur. C'est pourquoi les protocoles de métrologie retrouvés dans les articles sont divers et variés.

Le ^tableau 4 regroupe les valeurs retrouvées, le type de restaurations étudiées et le protocole de métrologie choisi.

Si les méthodes expérimentales et les restaurations testées ne sont pas comparables, il faut aussi prendre en compte que les résultats peuvent inclure l'erreur de mesure de l'équipement lui-même. C'est pourquoi il est difficile de quantifier les variations dimensionnelles engendrées par un équipement de fabrication.

De plus, au-delà des problèmes de métrologie, il n'existe pas de cahier des charges relatif à l'adaptation des pièces en odontologie. Les seules données accessibles sont issues de la littérature. En PF, l'adaptation marginale est considérée comme cliniquement acceptable lorsque l'espace est inférieur à 120 µm [¹⁵, ¹⁶], en prenant en compte préalablement le paramètre « espacement » nécessaire au joint de ciment. En PFSI, un niveau de dispersion allant de 30 à 150 µm dans le plan vertical est considéré acceptable pour une adaptation suffisante [¹⁷].

Les études retenues montrent des résultats contradictoires en ce qui concerne la PF. Pour certains, les chapes métalliques en Co-Cr obtenues par SLM présentent une meilleure adaptation marginale sur le pilier que celles obtenues par coulée ou usinage [¹⁸-²⁰]. Pour d'autres, les valeurs d'adaptation ne sont pas suffisantes pour une application clinique en comparaison aux techniques de coulée ou d'usinage [²¹, ²²], même si le déficit d'adaptation est plus souvent retrouvé au niveau occlusal qu'au niveau marginal.

En revanche, en PA, les 2 articles analysés concluent que la fabrication de châssis métallique par SLM est une technique viable [²³, ²⁴].

En PFSI, les variations dimensionnelles sont surtout influencées par la taille de la superstructure à fabriquer : les restaurations à 3 éléments présentent des valeurs de déformations inférieures aux restaurations 5 éléments [²⁵]. Cependant, pour la fabrication de piliers, les auteurs retrouvent pour l'instant une adaptation très inférieure par rapport aux piliers usinés [²⁶].

Discussion

À l'issue de cette revue de la littérature et malgré une certaine hétérogénéité des résultats, il est possible de conclure que les pièces obtenues par fusion laser sont compatibles avec un usage prothétique en odontologie, en termes de propriétés mécaniques, électrochimiques et en termes de résistance à la liaison céramo-métallique.

Si les propriétés étudiées sont influencées par ce nouveau procédé de fabrication, c'est parce que ce dernier impacte très fortement la microstructure (ou plus précisément la nature de la cohésion de la structure cristalline). C'est pourquoi une analyse de la microstructure est quasiment retrouvée systématiquement dans chaque étude de cette revue.

Du fait de la température de refroidissement très rapide consécutif à la technique SLM, les pièces obtenues présentent à la sortie de production une microstructure caractérisée par la prédominance d'une phase γ [⁷]. A contrario, les pièces obtenues par coulée présentent à la fois une phase γ et une phase ε ; mais surtout la présence d'une phase σ retrouvée sous forme d'aiguille au niveau des joints de grains, qui explique en grande partie le comportement plus fragile de ces derniers.

Il existe également dans cette microstructure à la fois des défauts ponctuels ou dimensionnels engendrant des contraintes résiduelles, mais aussi des pores consécutifs à la présence de particules non fusionnées [⁶, ⁸]. Ces défauts sont responsables de l'altération des propriétés, et c'est pourquoi les pièces obtenues ne peuvent pas être utilisées sans subir un post-traitement et notamment un post-traitement thermique. Ce dernier, en fonction de ses caractéristiques, peut simplement provoquer une relaxation des contraintes résiduelles, un réarrangement de la forme et de la taille des grains, ou alors même une véritable recristallisation avec l'apparition de nouvelles phases. La différence entre ces effets est essentiellement contrôlée par la température imposée aux pièces.

Ces post-traitements influencent la microstructure et entraînent une modification des propriétés mécaniques [⁸], des propriétés électrochimiques ou de la force de la liaison céramique [²⁷, ²⁸]. Ils ne doivent pas être confondus avec les cycles de cuisson de la céramique qui n'imposent pas aux pièces les mêmes températures et donc les mêmes modifications microstructurales [²⁹].

Concernant les variations dimensionnelles engendrées par le procédé de fabrication, des études standardisées seront nécessaires à l'avenir pour connaître le véritable niveau de dispersion dû au procédé de fabrication.

Les conclusions qu'il a été possible de mettre en avant sont similaires avec celles de la revue de littérature de 2013 sur la même problématique [³⁰]. Les études récentes vont de plus en plus vers une amélioration de ces propriétés par optimisation de la nature de la poudre, des post-traitements [⁸, ²⁷] et des paramétrages de la machine (à savoir l'énergie du faisceau laser, la distance séparant le faisceau laser des grains de poudre, la vitesse de balayage, la distance séparant les couches entre elles, l'angle d'inclinaison du faisceau laser, la stratégie de balayage [³¹] et l'orientation d'impression).

Une homogénéisation des conditions expérimentales serait à envisager pour superposer l'ensemble des résultats et éviter les disparités retrouvées dans cette analyse.

Enfin, aucune étude en rapport avec la biocompatibilité n'a été mise en évidence à travers la recherche bibliographique et l'équation de recherche initiale. Des recherches complémentaires sur ce sujet seront nécessaires à l'avenir pour s'assurer de la non-toxicité des pièces obtenues par SLM, particulièrement sur les fibroblastes gingivaux puisque les pièces sont en contact direct avec la gencive.

Conclusion

Même si les métaux sont amenés à être remplacés par d'autres matériaux, les alliages métalliques font encore partie de l'arsenal thérapeutique que le praticien doit maîtriser.

La technique SLM modifie intrinsèquement le Co-Cr que les praticiens ont l'habitude d'utiliser depuis des dizaines d'années.

Ainsi, il est nécessaire de maîtriser les grands principes de la technique et les différentes problématiques qui s'y rattachent pour le bénéfice de la profession et de nos patients. La réduction de perte de matière, la possibilité de réaliser des formes complexes d'excellente qualité et le gain de temps inestimable de la technique SLM font d'elle une méthode d'avenir pour la réalisation de dispositifs prothétiques en odontologie.

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Liens d'intérêts

Les auteurs déclarent n'avoir aucun lien d'intérêts concernant cet article.

Auteurs

Marie-Joséphine Crenn - AHU, Département prothèses

Université de Paris

Maxence Fabas - Exercice privé, Paris

Vincent Jardel - MCU-PH, Département prothèses

Université de Bretagne Occidentale