Depuis les années 70, les élastomères de silicone sont indiqués pour enregistrer les préparations destinées aux restaurations prothétiques fixées. Ce sont des polymères naturels ou synthétiques, ayant un faible module d’élasticité à température ambiante et supportant sans dommage (après réticulation) des allongements réversibles. En raison de leur grande variété de présentation, ils offrent de nombreuses options d’utilisation pour s’adapter aux différentes indications cliniques [35
(35) B Idris, F Houston, N Claffey, Comparison of the dimensional accuracy of one- and two-step techniques with the use of putty/wash addition silicone impression material. J Prosthet Dent 1995 ; 74 : 535-541.] : technique d’empreinte rebasée, double mélange… (figure 7).
Les élastomères de silicone sont des matériaux amorphes composés de longues chaînes macromoléculaires caractérisées par l’alternance d’atomes de silicium et d’oxygène. Les liaisons entre le silicium et l’oxygène forment un squelette inorganique très flexible aux propriétés physico-chimiques remarquables : stabilité thermique, inertie chimique… Le processus de prise par condensation ou par addition, que conditionne la nature des groupements organiques pendants, est à l’origine de leur classification en dentisterie.
La présence de groupements organiques hydrocarbonés (méthyle…) caractérise les polydiméthylsiloxanes, ou silicones par condensation. Leur base pâteuse, ou pré-polymère, se compose d’un polydiméthylsiloxane de poids moléculaire moyen avec des groupements terminaux hydroxyles. Des charges minérales de silice amorphe ou de fluorocarbone, de 2 à 8 mm de diamètre, sont ajoutées dans des proportions variables pour ajuster leur consistance (figure 8) : fluide (light), normale (regular), épaisse (putty). Le catalyseur, sous forme pâteuse ou liquide, contient un ester métallique organique (octoate d’étain, silicate d’alkyle), de l’huile, et éventuellement un épaississant. La réticulation des silicones par condensation se produit entre des radicaux hydroxyles (-OH) terminaux du polymère et un agent de réticulation (alkoxyorthosilicate), en présence d’un activateur (dialkyltincarboxylate) [13 (13) M Braden et JC Elliott, Characterization of the setting process of silicone dental rubbers. J Dent Res 1966 ; 45 : 1016-1023.]. L’élimination de sous-produits volatils (eau, alcools…) se traduit par une perte de poids du produit final, et entraîne un retrait volumique lors de la prise (figure 9). Cette variation est d’autant plus importante que le matériau est fluide et donc pauvre en charges.
Les silicones A, ou vinylpolysiloxanes, présentent globalement la même structure macromoléculaire que les silicones C. Ils se différencient par la présence de groupements vinyliques dont l’ouverture est à la base du phénomène de polymérisation [54 (54) MN Mandikos, Polyvinylsiloxane impression materials : an update on clinical use. Aust Dent J 1998 ; 43 : 428-434.]. La base contient un pré-polymère obtenu par hydrolyse de silanes, des charges, des plastifiants, des pigments, et des substances aromatiques. Le catalyseur contient du polysiloxane, des sels de platine ou de nickel, des plastifiants et des pigments. Récemment, des surfactants ont été introduits pour améliorer leur hydrophilie (voir chap. 4.1). La polymérisation par addition se produit par ouverture des double-liaisons sous l’action d’un catalyseur, un sel de platine ou de nickel (figure 10). Sans formation de sous-produit, elle aboutit à un matériau d’une grande stabilité dimensionnelle. Une production d’hydrogène est cependant susceptible de se produire et d’entraîner une porosité superficielle du matériau de réplique. Des absorbeurs, tel le palladium ou le platine, sont ajoutés à la formulation des silicones pour piéger ce produit volatil [voir 54]. Un délai d’une heure avant le traitement de l’empreinte peut limiter les effets de ce phénomène. Le temps de polymérisation peut être modifié par un retardateur qui entre en compétition avec les siloxanes : matériaux à prise rapide, ou normale. Une baisse de la température du produit, de quelques degrés, est un moyen facile et fiable d’augmenter le temps de prise du matériau.
Si à l’état de plastomères, ces polymères synthétiques n’échangent que de faibles interactions et s’apparentent à des liquides visqueux, à l’état d’élastomères, de nombreuses liaisons de plus haute énergie (ioniques ou covalentes) unissent les chaînes linéaires de polymères et assurent l’élasticité finale du matériau à empreinte [48 (48) MH Lacoste-Ferré, J Dandurand, M Blandin, P Pomar, Quels élastomères pour quelle empreinte ? Cah Prothèse 2006 ; 136 : 51-58.]. La densité des liaisons covalentes au sein du réseau tridimensionnel (taux de réticulation) conditionne les propriétés physico-chimiques du produit final [77 (77) D Serre D, V Pouysségur, Matériaux à empreinte. Encycl Med Chir, Odontologie, 23-064-A-10, 1998.].
Le principal inconvénient des silicones A est leur nature hydrophobe, leur module d’élasticité modéré et le dégagement possible d’hydrogène. Les matériaux de plus haute viscosité sont plus hydrophobes du fait d’un plus grand nombre de charges, elles-mêmes hydrophobes par nature (silice). Mais ce taux de charges élevé assure une meilleure stabilité dimensionnelle [voir 54]. Les silicones dits hydrophiliques ne semblent pas mieux reproduire les détails dans des conditions cliniques normales, c’est-à-dire en absence d’humidité, mais la coulée du plâtre y est optimisée. Cette hydrophilie toute relative entraîne malheureusement une stabilité dimensionnelle moindre (voir chap. 4.5).
