Un implant dentaire passe par un cycle de vie complexe : de la coulée ou du fraisage CNC de l’ébauche en titane, en passant par les traitements de surface (sablage, gravure à l’acide, revêtement HA), jusqu’à la stérilisation, l’ensachage et l’insertion chirurgicale. À chacune de ces étapes, la traçabilité des composants individuels n’est pas une option, mais une exigence légale. Le règlement européen sur les dispositifs médicaux MDR 2017/745, pleinement applicable à partir de mai 2021, exige la mise en œuvre du système d’identification unique des dispositifs (UDI) pour tous les dispositifs médicaux mis sur le marché européen, avec un enregistrement obligatoire dans EUDAMED.
Pour les fabricants d’implants, de piliers, de forets pour implants et d’instruments rotatifs, cela se traduit par une question technique précise : comment appliquer sur des surfaces métalliques millimétriques un identifiant permanent, lisible en machine, qui survive à des centaines de cycles de stérilisation en autoclave à 134°C et qui ne compromette en rien la biocompatibilité du matériau ? La réponse que l’industrie a identifiée de manière de plus en plus consensuelle est le marquage au laser, par fibre, UV ou déclinaison verte, en fonction du substrat et du niveau de détail requis.
Exigences réglementaires, contraintes techniques et limites des solutions traditionnelles
Le cadre réglementaire : UDI, MDR et ISO 13485
Le système UDI se compose de deux éléments : l’identifiant du dispositif (UDI-DI), qui identifie le modèle et le fabricant, et l’identifiant de production (UDI-PI), qui comprend le numéro de lot, le numéro de série et la date de péremption. Ces deux éléments doivent figurer à la fois sur l’étiquette et – pour les dispositifs réutilisables tels que les instruments chirurgicaux – directement sur le dispositif sous une forme lisible par machine (MRF). La norme de référence pour le codage est le DataMatrix ECC200, capable de contenir plus de 2000 caractères alphanumériques dans une zone qui, sur les instruments dentaires, est souvent réduite à moins de 4×4 mm, ce qui nécessite des cellules de symboles d’à peine 150-200 µm de côté.
Le système de gestion de la qualité requis est la norme ISO 13485:2016, qui exige une validation complète du processus de marquage selon une approche IQ/OQ/PQ (qualification de l’installation, qualification opérationnelle, qualification des performances). Toute variation des paramètres du laser doit être justifiée et documentée. Le processus doit être répétable et reproductible avec un Cpk ≥ 1,33 sur les caractéristiques critiques – degré de lisibilité du code, rugosité de la surface dans la zone marquée, absence d’altérations métallographiques.
Les limites des technologies pré-laser
Avant que le marquage au laser ne devienne accessible, même pour les petites et moyennes séries, les fabricants de produits dentaires avaient essentiellement deux solutions : la gravure mécanique à l’aide de pantographes ou d’outils diamantés, et la tampographie avec des encres spéciales. Toutes deux présentent des criticités structurelles qui deviennent insoutenables avec les exigences du MDR.
Le mordançage mécanique introduit des contraintes de surface par déformation plastique : sur le titane de grade 4 ou 23 (Ti-6Al-4V ELI), cela peut provoquer des microfissures près du marquage, créant des sites de déclenchement pour la corrosion par crevasses dans l’environnement buccal. La rugosité induite (typiquement Ra > 0,4 µm dans la zone gravée) favorise la colonisation bactérienne qui, sur les surfaces implantaires péri-crestales, est un facteur de risque critique pour la péri-implantite. La tampographie, en revanche, n’est pas du tout autorisée pour les marquages permanents sur les dispositifs réutilisables : les encres ne résistent pas aux cycles de stérilisation à la vapeur saturée à 134°C/3 bars et les réglementations interdisent explicitement les colorants ou les pigments non biocompatibles en contact avec les tissus.
Marquage laser pour les dispositifs médicaux dentaires : mécanisme physique et avantages clés
Le laser agit sur le métal par un mécanisme d’interaction photon-réseau cristallin bien distinct de l’enlèvement mécanique. L’énergie du faisceau est absorbée par les électrons de conduction du métal et transférée au réseau dans des temps de l’ordre de la picoseconde (pour les sources pulsées nanosecondes) ou de la femtoseconde (pour les sources ultra-courtes). Le résultat dépend de la fluence appliquée : en dessous du seuil d’ablation, le matériau subit une modification oxydative de la surface – un phénomène qui, sur le titane, produit le noircissement caractéristique par la formation d’une couche de TiO₂ d’épaisseur contrôlable entre 20 et 200 nm. Cet oxyde n’est pas un contaminant : il est chimiquement identique à la couche passive qui rend le titane biocompatible, mais avec une épaisseur optimisée pour l’absorption visuelle qui génère le contraste optique nécessaire à la lecture du DataMatrix.
Les sources à fibre Yb:YAG (1064 nm ) constituent le choix prédominant pour l’acier inoxydable (AISI 316L, ISO 5832-1) et les alliages cobalt-chrome : la bonne absorbance infrarouge de ces matériaux, associée à des puissances de crête pouvant atteindre 15 kW en mode Q-switch, permet des vitesses de marquage élevées – 8 000-10 000 mm/s avec des têtes galvanométriques à haute inertie – tout en maintenant la zone d’influence thermique dans une fourchette de 3-5 µm. Le laser UV 355 nm (troisième harmonique Nd:YAG) est préféré pour le titane de haute pureté, le PEEK et les polymères biocompatibles : la longueur d’onde plus courte assure des spots de 10-15 µm avec une énergie par impulsion typiquement inférieure à 100 µJ, réduisant encore le stress thermique et permettant le marquage sur une surface < 2×2 mm sans distorsion géométrique. Le laser vert 532 nm trouve des applications sur les matériaux à forte réflectivité infrarouge, tels que certains aciers hautement polis pour les composants prothétiques esthétiques.
Un aspect souvent négligé dans les évaluations techniques est la profondeur réelle de l’altération du substrat. Les analyses SEM-EDX effectuées sur des échantillons de titane Grade 23 marqués avec un laser à fibre (paramètres : 20 W, 100 kHz, vitesse 2000 mm/s, 3 passages) montrent que la zone d’altération métallurgique est confinée à 4-6 µm de la surface, sans microfissures à une résolution de 5000× et avec une composition XRF inchangée par rapport au matériau de base. Ces données sont cruciales pour la documentation du dossier technique requis par l’annexe II du MDR.
La source picoseconde : pourquoi elle change les règles pour les dispositifs médicaux
Dans la catégorie « marquage laser », il existe une distinction physique fondamentale qui est souvent aplatie dans la littérature spécialisée : la différence entre les sources d’impulsion nanoseconde (ns) et picoseconde (ps). Il ne s’agit pas d’une variation quantitative du même phénomène, mais d’un changement qualitatif dans le mécanisme d’interaction entre le faisceau et la matière – avec des conséquences directes sur la qualité métallurgique du marquage, l’intégrité de la biocompatibilité et les possibilités d’application sur des matériaux et des géométries critiques.
Un laser Q-switch à ns typique délivre des impulsions de 10 à 200 ns avec des puissances de crête de l’ordre de 10-15 kW. Dans ce laps de temps – long par rapport aux constantes de temps des phénomènes thermiques dans le métal – l’énergie absorbée par les électrons de conduction est transférée au réseau cristallin et produit une fusion localisée: le matériau fond, s’oxyde (dans le cas du titane en produisant la couche de TiO₂ qui génère le contraste), puis se solidifie. Le résultat est techniquement excellent pour la grande majorité des applications, mais laisse une zone d’altération thermique (ZAT) de 3-8 µm et une fine couche de refonte de 0,5-2 µm sur les bords du marquage.
Une source ps délivre des impulsions de 2 à 15 picosecondes, soit 10 à 100 fois plus courtes. Avec la même énergie par impulsion, la puissance de crête atteint jusqu’à 500 kW, générant une densité de photons suffisante pour déclencher uneionisation multipotonique directe du réseau: les atomes sont retirés du substrat sans passer par la phase liquide. Ce mécanisme, appelé ablation à froid ou ablation non thermique, permet d’obtenir une ZAT inférieure au micromètre – à la limite de la détectabilité même avec un MEB à haute résolution – et l’absence quasi-totale de couches refondues. Le marquage obtenu présente une rugosité Ra comprise entre 0,05 et 0,25 µm dans la zone ablatée, contre 0,3-0,8 µm pour un processus d’ablation non thermique bien optimisé.
Quand la picoseconde devient supérieure : cas d’application critiques
Pour la plupart des applications de marquage sur des implants en titane de grade 4 ou en acier AISI 316L, un système ns bien configuré produit des résultats conformes à la norme ISO 15415 de grade A/B et répond pleinement aux exigences MDR. La picoseconde devient le choix techniquement supérieur – et dans certains cas le seul choix viable – dans quatre scénarios spécifiques.
Le premier est le marquage sur oxyde de zircone (Y-TZP), le matériau de référence pour les couronnes monolithiques, les vis de couverture en esthétique et les piliers en céramique. Avec les sources ns, l’énergie thermique transférée à la zircone peut induire une transformation de phase de tétragonale à monoclinique – un phénomène qui réduit la résistance à la rupture du matériau jusqu’à 30 % dans la zone adjacente au marquage. Le laser ps, fonctionnant en régime ablatif froid, élimine sélectivement le matériau sans déclencher ce changement de phase, préservant ainsi totalement les propriétés mécaniques de la céramique. Ce résultat peut être vérifié par une analyse micro-Raman de la zone marquée.
Le deuxième scénario critique concerne les surfaces d’implants SLA et SLActive (sablage à l’acide à gros grains), où la nanotopographie submicrométrique est le facteur déterminant de l’ostéointégration. Un faisceau de nanoparticules focalisé, même à faible fluence, peut aplatir cette morphologie dans la zone d’irradiation en raison de l’effet de la chaleur diffuse. La taille du spot picoseconde – typiquement 5-15 µm avec M² < 1,3 – permet de placer le DataMatrix dans une zone plate du col de l’implant sans interférer avec la nanotopographie des bobines, à condition que la disposition soit conçue avec suffisamment de zones calmes provenant des traitements de surface.
Le troisième cas concerne des dispositifs en titane de grade 23 (Ti-6Al-4V ELI) pour des applications à charge cyclique – telles que des fixations pour des implants zygomatiques ou des barres de superstructure – où la résistance à la fatigue est un paramètre de sécurité critique. L’absence de couches refondues dans le processus ps élimine l’une des principales causes d’initiation de fissures de fatigue au niveau du marquage. Les analyses de la durée de vie en fatigue d’échantillons marqués avec les procédés ns et ps avec la même géométrie montrent des augmentations de la limite de fatigue de l’ordre de 15-25% en faveur du procédé ps, une conclusion pertinente pour le dossier technique de l’annexe II du MDR.
Le quatrième scénario émergent est le marquage sur PEEK et polymères biocompatibles à haut module (PAEK, PI) : le laser UV ps 355 nm produit une ablation photochimique-mécanique extrêmement propre sans la zone de carbonisation périphérique que même le laser UV ns peut générer sur les polymères à longue chaîne. Il en résulte un contraste net, des bords définis à 5 µm et l’absence de résidus susceptibles d’être considérés comme des contaminants de surface dans le processus de stérilisation.
| Paramètre / Critère | Laser ns (fibre 1064 nm Q-switch) | Laser Ps (1064 / 532 / 355 nm) |
| Durée de l’impulsion | 10 – 200 ns | 2 – 15 ps (×10-100 plus court) |
| Puissance de crête (à énergie égale) | ~10 – 15 kW | jusqu’à 500 kW – densité de photons plus élevée |
| Mécanisme dominant | Thermique : fusion + oxydation de surface | Ablatif : ionisation directe (plasma froid), fusion minimale |
| Zone de perturbation thermique (ZAT) | 3 – 8 µm sur Ti grade 23 | < 1 µm – à la limite de la détectabilité du SEM |
| Couche de refonte | Présente : 0,5 – 2 µm, risque de micro-inclusions | Absent ou < 0,2 µm : ablation propre |
| Microfissures sur les alliages Ti-6Al-4V ELI | Possibilité de paramétrage en dehors de la fenêtre | Non détectable à 10 000× SEM même à des fluences élevées |
| Rugosité Zone marquée | 0,3 – 0,8 µm (en fonction de la vitesse/fréquence) | 0,05 – 0,25 µm – post-marquage de la surface proche du miroir |
| Matrice de données de contraste (ISO 15415) | Grade régulier A/B sur Ti et CoCr | Grade A stable sur Ti, CoCr, aciers super alliés, PEEK, zircone |
| Applicabilité à la zircone (Y-TZP) | Limité : la couche altérée thermiquement dégrade la résistance mécanique | Excellent : ablation à froid sans modification de la phase cristalline |
| Applicabilité sur les surfaces traitées SLA/SLActive | Risque d’aplatissement de la morphologie sub-micrométrique | Le petit spot (< 10 µm) permet de marquer des surfaces planes sans toucher la nanotopographie. |
| Vitesse de marquage | Haut : 8 000 – 10 000 mm/s | Moyennement élevé : 3 000 – 8 000 mm/s (une énergie/impulsion plus faible nécessite plus de passages ou une vitesse plus faible) |
| Investissement type dans le système | 35.000 – 80.000 € | 70 000 – 150 000 € (prime à la source) |
| TCO sur 7 ans | Faible – source MTBF > 100 000 h | Faible – structure similaire, coût de la source amorti |
Tableau 2 – Comparaison technique ns vs ps pour les applications médicales dentaires. ZAT et Ra sont des valeurs moyennes pour le titane de grade 23 ; elles varient en fonction des paramètres de fonctionnement.
L’écart de coût entre les sources ps et ns s’est considérablement réduit au cours des cinq dernières années : les systèmes ps à 1064 nm sont désormais disponibles dans une fourchette de 70 000 à 150 000 euros, contre 35 000 à 80 000 euros pour un système ns équivalent. Sur un horizon de 7 ans et des volumes de plus de 30 000 dispositifs/an, la différence de coût par pièce marquée est inférieure à 0,05 €, ce qui est amplement justifié par les avantages en termes de qualité métallurgique, d’élargissement du portefeuille d’applications (zircone, SLA, polymères) et de simplification du dossier de validation – où l’absence documentée de ZAT et de couches refondues réduit considérablement le nombre d’analyses MEB requises dans le plan de qualité opérationnelle.
Spécifications techniques et configuration du système
Le tableau ci-dessous résume les principaux paramètres de fonctionnement des configurations laser généralement utilisées dans la production d’appareils médicaux dentaires, sur la base de l’expérience de LASIT avec des clients des secteurs orthopédique et dentaire.
| Paramètres | Spécifications / Plage de fonctionnement |
| Sources laser disponibles | Fibre ns Yb (1064 nm) | UV ns (355 nm) | Vert (532 nm) | Picoseconde (1064 / 532 / 355 nm) |
| Durée de l’impulsion – ns fibre | 10 – 200 ns (Q-switch) ; puissance de crête jusqu’à 15 kW |
| Durée de l’impulsion – picoseconde | 2 – 15 ps ; puissance de crête jusqu’à 500 kW (à énergie moyenne égale) |
| Puissance moyenne de la fibre ns | 20 W – 100 W |
| Source d’alimentation moyenne ps | 10 W – 50 W (énergie/impulsion 10 – 500 µJ) |
| Taille du spot (fibre ns) | 20 – 100 µm (lentilles interchangeables) |
| Taille du spot (ps) | 5 – 30 µm – Facteur M² < 1,3 garanti |
| ZAT – ns fibre sur titane | 3 – 8 µm (en fonction de la fluence et de la vitesse) |
| ZAT – ps sur titane | < 1 µm (régime ablatif-froid, pas de fusion) |
| Vitesse de balayage | Jusqu’à 10 000 mm/s (tête de galvo, deux sources) |
| Profondeur de marquage du titane | < 5 µm (oxydation ns) | < 2 µm ablation sélective ps |
| Positionnement de la répétabilité | ± 5 µm |
| Zone de travail standard | 100×100 mm – 300×300 mm (optique f-theta) |
| Codes lisibles après stérilisation | DataMatrix ECC200, QR, code à barres 1D |
| Norme de référence | ISO 13485, MDR 2017/745, UDI EUDAMED, FDA 21 CFR Part 820 |
En termes de matériel, les systèmes destinés à la production de dispositifs médicaux nécessitent des configurations spécifiques par rapport aux applications industrielles générales. La tête de balayage galvanométrique à trois axes (3D) permet une mise au point constante sur des surfaces coniques ou cylindriques – comme le corps d’un implant à profil hélicoïdal – dans une course verticale de ±15 mm sans repositionnement mécanique de la pièce. Pour les géométries plus complexes (forets, instruments d’endodontie), la solution optimale consiste à utiliser un axe rotatif synchronisé électroniquement avec la tête galvo, ce qui permet un marquage cylindrique continu avec une résolution angulaire de 0,1°. Le logiciel de contrôle doit gérer la sérialisation automatique avec incrémentation IP, la communication bidirectionnelle avec le MES de l’entreprise via OPC-UA ou API REST, et la génération automatique de l’enregistrement de marquage au format conforme à EUDAMED.
Comparaison technique : gravure laser, gravure mécanique et tampographie
Le choix de la technologie de marquage des dispositifs médicaux n’est pas seulement une décision économique : il a des implications directes sur la conformité réglementaire, la durabilité du produit et la sécurité clinique. Le tableau suivant systématise les critères de comparaison les plus pertinents pour les décideurs techniques et réglementaires.
| Critère | Marquage par laser à fibre | Gravure mécanique | Tampographie |
| Intégrité de la surface | Contrainte thermique < 5 µm ; pas de microfissures si les paramètres sont corrects | Microfissures dues à la déformation plastique (Hertz) ; Ra > 0,4 µm | Pas de dommages mécaniques |
| Biocompatibilité (Ti) | Couche d’oxyde TiO₂ intacte ou contrôlée (noircissement passif) | Contamination de l’outil (Co, Cr), risque de corrosion par crevasses | Résidus d’encre ; non compatible MDR |
| Résistance à la stérilisation | Permanent – inaltéré après plus de 1000 cycles d’autoclave 134°C | Permanent, mais les bords se dégradent au fil du temps | Se dégrade après 5 à 20 cycles ; interdit sur les systèmes MDR |
| Lisibilité de la matrice de données | ISO 15415 A/B garantie sur Ti, CoCr, PEEK | Codes 1D uniquement ; DataMatrix difficile sur les surfaces courbes | Non applicable à DataMatrix |
| Flexibilité géométrique | Haut : surfaces cylindriques, sphériques, hélicoïdales avec un axe de rotation | Faible : uniquement des surfaces planes ou cylindriques simples | Moyen : uniquement les surfaces régulières |
| Traçabilité des processus | Complet : enregistrement numérique de la puissance, de la vitesse et de l’énergie selon le code | Limité : les données relatives à l’outil et à la force ne sont pas toujours enregistrables | Absent |
| Coût total de possession | Faible coût total de possession : source > 100 000 h MTBF, pas de consommables | Faible coût initial ; volume élevé (usure de l’outil) | Faible coût initial ; volume élevé (encres, entretien) |
Le coût total de possession du poste mérite d’être examiné de plus près. Un système laser à fibre pour applications médicales a un investissement initial indicatif de 35 000 à 80 000 euros selon la configuration, mais un coût d’exploitation extrêmement faible : la source à fibre dopée à l’Yb a un MTBF de plus de 100 000 heures, ne nécessite pas de gaz de traitement et n’a pas de consommables au sens strict du terme. Sur un volume de 50 000 systèmes/an, le coût de marquage est de l’ordre de 0,03 à 0,08 € par pièce, y compris l’amortissement, l’énergie et la maintenance programmée. Les solutions mécaniques ont des coûts par pièce apparemment plus faibles, mais elles nécessitent un renouvellement périodique des outils, un réétalonnage des montages et ne garantissent pas la traçabilité du processus – un élément qui devient une non-conformité critique lors des audits ISO 13485.
Défis techniques : biocompatibilité, microfissures et lisibilité sur des surfaces complexes
Le titane : un matériau qui récompense la précision
Le titane de qualité médicale (ASTM F67 pour le Grade 4 commercialement pur, ASTM F136 pour l’alliage Ti-6Al-4V ELI) est un matériau extraordinairement réactif en surface. Sa biocompatibilité dépend essentiellement de l’intégrité de la couche d’oxyde passive : tout processus qui modifie la composition de la surface, introduit des contaminants métalliques ou crée des discontinuités géométriques peut réduire l’ostéointégration et augmenter le risque de corrosion dans un environnement biologique.
Le paramètre laser le plus critique pour préserver la biocompatibilité n’est pas la puissance moyenne, mais la fluence par impulsion (J/cm²). Avec les lasers à fibre Q-switch fonctionnant à 1064 nm, la fenêtre de fonctionnement sûre pour le titane de grade 4 se situe généralement entre 0,5 et 3,5 J/cm² par impulsion, avec des fréquences de répétition de 50-200 kHz et des vitesses de balayage de 500-3000 mm/s. En dessous de 0,5 J/cm², le marquage est insuffisamment contrasté (ISO 15415 grade < C) ; au-dessus de 4 J/cm², il y a un risque d’enlèvement de matière avec formation de trous et de projections de la broche. Avec les sources ps, les seuils changent profondément : la fenêtre de fonctionnement s’élargit, car le mécanisme d’ablation à froid est intrinsèquement moins sensible aux fluctuations de fluence dans la plage de 0,3-5 J/cm², et surtout, la formation d’alésages et de couches refondues est absente par définition physique – non pas en raison d’une optimisation paramétrique, mais en raison de la nature même de l’interaction.
Aciers chirurgicaux et alliages CoCr : la question du chrome
Pour les aciers AISI 316L et les alliages cobalt-chrome utilisés pour les fraises et les instruments chirurgicaux, le principal défi n’est pas la microfissuration mais la diffusion du chrome en surface induite par des cycles thermiques mal contrôlés. Une énergie excessive par impulsion – au-dessus du seuil d’ablation – peut provoquer une évaporation préférentielle du chrome, appauvrissant la couche superficielle de CrO₃ qui assure la résistance à la corrosion et augmentant le potentiel de libération d’ions métalliques dans l’environnement biologique. Ce phénomène est détectable par l’analyse de la spectroscopie photoélectronique à rayons X (XPS) et doit faire partie du plan de validation des procédés pour les instruments réutilisables de classe IIa ou IIb selon le MDR.
PEEK et polymères : là où le laser UV fait la différence
Le PEEK (polyétheréthercétone) est un matériau émergent pour les prothèses dentaires, les piliers temporaires et les guides chirurgicaux. Son marquage à l’aide d’un laser à fibre IR est problématique : l’absorption à 1064 nm est faible et nécessite des fluences élevées qui carbonisent le polymère, générant des zones noircies avec une faible adhérence et une libération potentielle de particules. Le laser UV 355 nm, avec son interaction photochimique-ablative prédominante (rupture des liaisons moléculaires plutôt que fusion thermique), produit des marques nettes et définies avec des bords tranchants et sans halo thermique – vérifiables par microscopie optique à 200× sans avoir recours au MEB.
Conclusion : le marquage laser est une infrastructure de qualité, pas un coût
En dix ans, le marquage laser permanent des dispositifs médicaux dentaires est passé du statut de technologie spécialisée à celui d’exigence de système. L’exigence MDR/UDI a accéléré cette convergence, mais la raison technique sous-jacente est plus profonde : aucune technologie alternative ne garantit simultanément la permanence, la biocompatibilité, la précision géométrique et la traçabilité du processus au niveau requis par la pratique clinique moderne.
Dans la famille des lasers, la distinction la plus pertinente pour les années à venir est celle entre les sources nanoseconde et picoseconde. Les premières restent le choix correct et mature pour la grande majorité des applications sur le titane et les aciers chirurgicaux en grands volumes, avec un excellent coût total de possession et des processus de validation établis. Les sources Ps deviennent le choix techniquement supérieur – et dans certains cas obligatoire – pour la zircone, les surfaces SLA/SLActive, les alliages hautement critiques soumis à des charges cycliques et les polymères à haut module : quatre catégories qui couvrent une part croissante du portefeuille de production des fabricants de produits dentaires haut de gamme.
Il existe six points clés pour une évaluation technique éclairée. Le choix de la longueur d’onde (1064, 532, 355 nm) et du régime temporel (ns ou ps) n’est pas interchangeable : il dépend du matériau, de la géométrie et des exigences dimensionnelles du code. La validation IQ/OQ/PQ doit être planifiée au moment de l’achat, et non a posteriori. La fluence par impulsion est le principal paramètre de contrôle de la biocompatibilité, et le ps élargit la fenêtre de fonctionnement sûre. L’intégration avec MES via OPC-UA ou API REST est une condition préalable à la traçabilité EUDAMED. Le coût total de possession de ps peut être justifié à partir de 30 000 pièces/an si le portefeuille comprend de la zircone ou des surfaces traitées. Enfin, LASIT soutient les fabricants de dispositifs médicaux dentaires tout au long du processus de mise en œuvre – de la sélection optimale des sources à la validation ISO 13485, de l’intégration MES à la formation des opérateurs. Contactez notre équipe chargée des applications pour une séance d’essai sur votre matériau et votre géométrie spécifiques.
