Le col de l'implant : doit-il être lisse ou muni d'éléments de rétention ?

Introduction

La conception des implants dentaires : un problème biologique ou biomécanique ?

Les implants dentaires étaient autrefois conçus selon des formes très variées [¹-³]. Les nouveaux modèles d'implant semblent avoir été créés à partir des essais et des erreurs constatés sur les modèles précédents [⁴]. L'origine de la perte d'un implant étant multifactorielle [⁵], une forme adéquate peut avoir été abandonnée à cause d'une technique chirurgicale défavorable ou en raison de conditions de mise en charge inadaptées.

Deux approches différentes peuvent être adoptées lors de la conception d'un implant dentaire : une approche biologique où seul le comportement tissulaire périphérique est privilégié et une approche biomécanique où les efforts sur l'implant ainsi que la manière dont ces efforts sont répartis dans l'os environnant sont également pris en compte. Les implants dentaires sont de toutes petites structures, soumises à des efforts considérables. En dépit de cela, la recherche en implantologie a été caractérisée par une approche presque purement biologique.

Quirynen et al. [⁶] ont obtenu un taux d'échec plus élevé pour des implants courts que pour des implants longs. La surcharge était alors invoquée comme étant la cause principale des échecs implantaires. Le taux d'échec est généralement plus élevé au maxillaire qu'à la mandibule [⁷]. L'os du maxillaire est habituellement de moins bonne qualité que celui de la mandibule [⁷]. Il semble que le taux d'échec soit lié à la quantité et à la qualité de l'os. En 1996, lors du World Workshop in Periodontics [⁸], il a été établi que la perte osseuse marginale pouvait être associée à la surcharge. Ainsi, la surcharge peut être considérée comme une cause principale d'échec implantaire, ce qui justifie une approche biomécanique lors de la conception d'un implant.

En réalité, il n'existe pas de divergence fondamentale réelle entre la perspective biologique et la perspective biomécanique lors de la conception d'un implant dentaire. Les événements biologiques et mécaniques sont intimement liés les uns aux autres par le principe biologique de la loi de Wolff [⁹, ¹⁰]. En résumé, la loi de Wolff implique que l'os développe l'architecture la plus favorable pour lui permettre de résister aux sollicitations qu'il supporte. Cette adaptation a tendance à s'effectuer d'une manière économique: dans le cas où les contraintes mécaniques dans l'os sont inférieures à la normale, on peut s'attendre à une perte osseuse. Des contraintes supérieures à la normale, mais inférieures aux limites physiologiques, vont aboutir à une formation d'os. Des contraintes supérieures aux limites physiologiques entraînent une résorption osseuse [¹¹]. Un implant dentaire doit par conséquent être conçu pour générer une stimulation mécanique favorable dans l'os environnant. Des outils mathématiques performants doivent également être utilisés pour déterminer les contraintes dans l'os environnant.

Le col de l'implant : doit-il être lisse ou muni d'éléments de rétention ?

Pour éviter une exposition des parties filetées ou des parties rugueuses dans la cavité buccale, Linkow et Cherchève [¹²] préconisaient des implants à col lisse dans leur partie endo-osseuse. Ce principe a été appliqué à la plupart des implants dentaires. De même, Stoiber [¹³] et Mailath et al. [¹⁴] recommandaient des implants à col lisse dans leur partie endo-osseuse pour prévenir la surcharge de l'os marginal. On pensait alors que lors de la résistance aux composantes horizontales des charges par l'os marginal, l'os spongieux opposait simultanément une résistance aux composantes verticales. Pour leur étude chez le chien, Al-Sayyed et al. [¹⁵] ont utilisé des implants rugueux à col usiné de deux hauteurs différentes. Les implants étaient mis en charge. La perte osseuse marginale était plus importante pour l'implant à col haut que pour l'implant à col court. Ils ont observé que la résorption d'os s'interrompait à la jonction entre la surface usinée et la surface rugueuse. L'explication en était que, conformément à la loi de Wolff, la perte osseuse était un exemple d'atrophie par non-stimulation. Pour leur étude clinique, Jung et al. [¹⁶] ont utilisé des implants-vis à col lisse de hauteurs différentes. On a remarqué que l'os se stabilisait au niveau du premier filet. Quirynen et al. [⁶] et Engquist et al. [¹⁷] ont obtenu une perte osseuse marginale considérable pour un implant muni d'un col conique lisse d'une hauteur importante. La perte de l'os progressait souvent jusqu'au premier filet. Un col d'implant lisse dans la partie endo-osseuse ne semble pas compatible avec un niveau élevé de l'os marginal. Si le col endo-osseux est lisse, une charge axiale n'est pas essentiellement transmise à l'os marginal. Selon la loi de Wolff, les composantes horizontales des charges sur l'implant ne constituent pas une sollicitation mécanique suffisante pour prévenir une atrophie osseuse. Par contre, Palmer et al. [¹⁸] ont rapporté un niveau d'os marginal très haut et très stable, en utilisant un implant d'une géométrie similaire, mais muni d'éléments de rétention au col (^{Fig. 1}). Ces éléments de rétention, composés d'un microfilet et d'une surface rugueuse, provoquent un blocage mécanique entre l'implant et l'os. Un effet essentiel de ces éléments de rétention est que l'os marginal sera aussi sollicité par les charges axiales s'exerçant sur l'implant. Du point de vue biomécanique, cela indique que la sollicitation mécanique produite par les éléments de rétention est à l'origine du niveau très haut de l'os marginal relevé par Palmer et al.

Les résultats de ces études animales et cliniques suggèrent que la partie endo-osseuse du col de l'implant doit être munie d'éléments de rétention. Une telle mesure va sans aucun doute influer sur la charge à laquelle l'implant peut résister. D'après la mécanique du solide, la solidité d'une structure est inversement proportionnelle à la contrainte maximale, produite par un effort standard. Par conséquent, pour évaluer la capacité d'un implant à résister aux charges, on doit calculer la contrainte maximale au sein de l'os, générée par une charge standard. Plus cette contrainte maximale est faible, plus la charge à laquelle l'implant peut résister est importante. D'après certaines études, plus la rigidité axiale de l'implant est élevée, plus les contraintes maximales dans l'os environnant sont faibles [¹³, ¹⁴, ¹⁹-²¹].

Prenons, à titre d'exemple, un implant mandibulaire cylindrique en titane à col lisse présentant un trou central. Le reste de la surface de l'implant est pourvu d'éléments de rétention qui provoquent un blocage effectif avec l'os. L'implant a une longueur de 15 mm et un diamètre de 3,5 mm. Le premier but de cette étude était d'examiner l'effet sur la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant quand le col de l'implant était muni d'éléments de rétention. Le deuxième but était d'évaluer l'effet sur cette contrainte maximale des variations d'épaisseur de la paroi de l'implant.

Méthode

Pour permettre l'application d'éléments d'une taille assez petite et obtenir des résultats précis, un modèle axisymétrique de l'implant et de l'os environnant a été utilisé (^{Fig. 2}). Le modèle avait une géométrie telle qu'il répliquait dans un sens mécanique les qualités essentielles d'un modèle tridimensionnel de la mandibule [²², ²³]. On supposa que l'os était linéairement élastique avec un module d'élasticité de 15 GPa pour l'os cortical et de 456 MPa pour l'os spongieux. Le nombre de Poisson supposé était 0,3 pour l'os cortical et 0,2 pour l'os spongieux. Le module d'élasticité était d'environ 107 GPa et le nombre de Poisson, d'environ 0,34 pour le titane. Par la méthode des éléments finis [²⁴], une série de calculs préliminaires a été réalisée avec des éléments carrés d'une taille de 0,1 mm de côté. En dedans et à proximité des régions qui montraient des gradients de contraintes élevés, le réseau d'éléments a été rendu plus dense. Ces derniers éléments avaient une longueur de côté de 0,025 mm.

Dans une série de calcul, l'implant avait un col lisse de 2 mm de hauteur. Le reste de l'implant comportait des éléments de rétention qui produisaient un blocage effectif avec l'os. Dans une autre série de calcul, le col de l'implant comportait des éléments de rétention. L'épaisseur de la paroi de l'implant variait entre 0,3 et 0,8 mm avec des incréments de 0,1 mm. À l'interface os-col lisse, on estima la résistance aux contraintes de compression, la non-résistance aux contraintes de tension et la non-résistance aux contraintes de cisaillement. Au niveau des surfaces d'implant munies d'éléments de rétention, on évalua la résistance aux contraintes de compression, la non-résistance aux contraintes de tension et la résistance aux contraintes de cisaillement. La combinaison résistance aux contraintes de compression et non-résistance aux contraintes de tension a été simulée par la connexion et la déconnexion dans le sens horizontal à l'interface des nœuds d'os et des nœuds d'implant (par paires) dans un procédé de calcul itératif qui a été poursuivi jusqu'à ce que les conditions visées soient reproduites. La résistance aux contraintes de cisaillement a été simulée par la connexion dans le sens vertical à l'interface des nœuds d'os et des nœuds d'implant (par paires). La connexion horizontale a été réalisée indépendamment de la connexion verticale.

Les calculs préliminaires révèlent que des points singuliers apparaissaient aux endroits où l'accrochage avec l'os commence et au niveau de transition entre l'os cortical et l'os spongieux. Pour éliminer cet artéfact, l'os fut modelé de manière standardisée, avec un module d'élasticité qui s'accroîtrait ou décroîtrait le long d'une longueur verticale de 0,125-0,150 mm aux discontinuités du module d'élasticité. À une exception près, cette transition graduelle du module d'élasticité a été modelée comme sur la ^{Figure 3} . L'exception était le cas où le blocage entre l'implant et l'os commencait immédiatement sous le col lisse. Dans ce cas, la transition graduelle du module d'élasticité a été modelée comme sur la ^{Figure 4} . Il est admis que de telles transitions graduelles imitent mieux la réalité que des discontinuités brutales. Une charge axiale fut uniformément répartie sur tous les nœuds supérieurs de l'implant à l'exception du nœud le plus latéral.

Résultats

Dans tous les cas, la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant (^{Fig. 5}) se situait dans l'os cortical à une distance de 0,125 mm (vers le bas) du niveau où le blocage os-implant commençait. La présence d'éléments de rétention sur le col apportait une diminution importante de la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant (^{Tableau I}). Plus la paroi de l'implant était épaisse, plus la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant était faible.

Discussion

On pourrait objecter que les résultats obtenus dans cette étude ne soient valables que pour l'anatomie tridimensionelle de mandibule dont est dérivé le modèle axisymétrique [²³]. Hansson [²³] met cependant en évidence que des variations apportées au modèle mandibulaire ne changent pas le résultat : une diminution considérable de la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant pour l'implant muni d'éléments de rétention sur le col et une diminution plus modeste de cette contrainte maximale pour les implants dont l'épaisseur de paroi était importante.

Les éléments de rétention sur le col entraînaient une diminution importante de la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant (^{Tableau I}). Cette diminution s'élevait dans tous les cas à environ 63 %. Comme des contraintes supérieures aux limites physiologiques amènent une résorption osseuse, l'implant muni d'éléments de rétention sur le col peut résister à une charge beaucoup plus élevée que l'implant à col lisse. Pour l'implant muni d'éléments de rétention sur le col, la charge requise pour générer une résorption osseuse s'élève à 2,64-2,78 fois la charge requise pour l'implant à col lisse (^{Tableau I}). La contrainte de cisaillement à l'interface autour du col lisse est nulle, ce qui est défavorable selon la loi de Wolff.

Le col de la plupart des implants, sur le marché aujourd'hui, présente une partie endo-osseuse essentiellement lisse. À la lumière des données présentées ici, ce principe de construction ne paraît pas être physiologique. Le col lisse pourrait être assimilé à une marge de sécurité pour une éventuelle résorption osseuse [¹⁷]. Plusieurs facteurs peuvent provoquer une résorption osseuse marginale : par exemple le trauma chirurgical, la mise en charge prématurée [²⁵] ou l'atrophie osseuse par non-stimulation. Le col lisse vient de l'époque antérieure aux travaux de Brånemark, lorsque le trauma chirurgical excessif ou la mise en charge prématurée étaient probablement courants. Ces problèmes ne sont désormais plus d'actualité. Les résultats de cette étude suggèrent que la fixation de l'implant dans l'os est rendue plus solide si le col endo-osseux de l'implant est muni d'éléments de rétention. Cette étude montre également que plus la paroi de l'implant est épaisse, plus la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant est faible. Ce constat corrobore les résultats de Stoiber [¹³], Mailath et al. [¹⁴], Cook et al. [¹⁹], Soltész et Siegele [²⁰], Asaoka et Kuwayama [²¹].

Plus la paroi de l'implant est épaisse, plus la rigidité axiale est importante. Par conséquent, une réalisation propice des éléments de rétention pourrait être un microfilet (^{Fig. 6}) au profil favorable [²⁶]. Un microfilet combine les avantages des éléments de rétention avec ceux d'une épaisseur considérable de la paroi de l'implant. En outre, si le col de l'implant est muni d'éléments de rétention, cela permet une meilleure stimulation mécanique de l'os marginal. L'étude d'Al-Sayyed et al. [¹⁵] soutient une telle conclusion. Le rapprochement des résultats des études de Quirynen et al. [⁶], Engquist et al.[¹⁷] et Palmer et al [¹⁸]. suggérent également un effet favorable sur l'os marginal de la présence d'éléments de rétention sur le col (^{Tableau II}). Quirynen et al [⁶]. et Engquist et al [¹⁷] ont utilisé un implant-vis en titane avec un col conique lisse d'une longueur importante. L'implant utilisé par Palmer et al [¹⁸] présentait une géométrie similaire (^{Fig. 1}). Cependant, le col conique de cet implant avait des éléments de rétention sous forme de micro-filets. En outre, la surface de l'implant avait une rugosité produite par grenaillage aux particules de dioxyde de titane. La microstructure de cette rugosité a été développée pour réaliser un blocage effectif avec l'os [²⁷, ²⁸]. Nordin et al [²⁹] et Norton [³⁰] ont également obtenu un maintien favorable de l'intégrité osseuse marginale avec cet implant. Il s'agit d'études cliniques différentes, un rapprochement strictement scientifique n'est par conséquent pas possible. Toutefois, le niveau de l'os marginal très haut, rapporté par Palmer et al. [¹⁸] est frappant, d'autant plus qu'il n'y a pas de changement du niveau de l'os marginal pendant les deux ans qui suivent le premier enregistrement.

Conclusion

La présence d'éléments de rétention au niveau du col de l'implant entraîne une réduction importante de la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant. L'augmentation de l'épaisseur de la paroi de l'implant diminue également, mais dans une moindre mesure, la contrainte de cisaillement maximale à l'interface os-implant.

Cet article a été écrit spécialement pour Implant à partir de : Hansson S. (1999) The implant neck: smooth or provided with retention elements. A biomechanical approach. Clin Oral Impl Res 10:394-405. Publié avec l'aimable autorisation de Munskgaard International Publishers Ltd, Copenhague (Danemark). Merci de ne pas reproduire, quel qu'en soit le motif, sans l'autorisation écrite de l'éditeur.

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BIBLIOGRAPHIE

• 1. Randzio J. Zur Formgebung enossaler Dentalimplantate. Oral Implantol 1976;3:9-85.
• 2. Randzio J. Zur Formgebung enossaler Dentalimplantate. II: Oral Implantol 1977;4:7-58.
• 3. Brunski JB. Biomechanical factors affecting the bone-dental implant interface. Clin Mater 1992;10:153-201.
• 4. Brunski JB. Biomaterials and biomechanics in dental implant design. Int J Oral Maxillofac Implants 1988;3:85-97.
• 5. Albrektsson T, Albrektsson B. Osseointegration of bone implants. A review of an alternative mode of fixation. Acta Orthop Scand 1987;58:567-577.
• 6. Quirynen M, Naert I, Van Steenberghe D. Fixture design and overload influence marginal bone loss and fixture success in the Brånemark system. Clin Oral Impl Res 1992;6:238-245.
• 7. Albrektsson T et al. Osseointegrated oral implants. A Swedish multicenter study of 8139 consecutively-inserted Nobelpharma implants. J Periodontol 1988;59:287-296.
• 8. Proceedings of the 1996 World Work-shop in Periodontics Consenses report. Implant therapy II. Ann Periodont 1996;1:816-820.
• 9. Wolff J. Das Gesetz der Transformation der Knochen. Berlin : A. Hirschwald, 1892.
• 10. Treharne RW. Review of Wolff's law and its proposed means of operations. Orthop Rev 1981;10:35-47.
• 11. Frost HM. Skeletal structural adaptations to mechanical usage (SATMU): 1. Redefining Wolff's law: The bone modeling problem. Anatomical Records 1990;226:403-413.
• 12. Linkow LI, Cherchève R. Theories and techniques of oral implantology. Saint Louis : Mosby Comp, 1970.
• 13. Stoiber B. Biomechanische Grundlagen enossaler Schraubenimplantate. Diss. Universitätsklinik für Zahn-, Mund-und Zahn-heilkunde, Wien, 1988.
• 14. Mailath G, Stoiber B, Watzek G, Matejka M. Die Knochenresorption an der Eintrittstelle osseointegrierter Implantate (ein biomechanisches Phänomen. Eine Finite-Element-Studie). Zeitschrift für Stomatologie 1989;86:207-21L6.
• 15. Al-Sayyed A et al. Predictable crestal bone remodelling around two porous-coated titanium alloy dental implant designs. Clin Oral Impl Res 1994;5:131-141.
• 16. Jung YC, Han CH, Lee KW. A 1-year radiographic evaluation of marginal bone around dental implants. Int J Oral Maxillo-fac Implants 1996;11:811-818.
• 17. Engquist B, Nilson H, Åstrand P. Single-tooth replacement by osseointegrated Brånemark implants. Clin Oral Implants Res 1995;6:238-245.
• 18. Palmer RM, Smith BJ, Palmer PJ, Floyd PD. A prospective study of Astra single tooth implants. Clin Oral Implants Res 1997;8:173-179.
• 19. Cook SD, Klawitter JJ, Weinstein AM. The influence of implant elastic modulus on the stress distribution around LTI carbon and aluminum oxide dental implants. J Biomed Mat Res 1981;15:879-887.
• 20. Soltész U, Siegele D. Einfluss der Steifigkeit des Implantatmaterials auf die im Knochen erzeugten Spannungen. Deutsch Zahnärztl Zeitung 1984;39:183-186.
• 21. Asaoka K, Kuwayama N. Mechanical properties and biomechanical compatibility of porous titanium for dental implants. J Biomedical Mat Res 1985;19:699-713.
• 22. Hansson S. Some steps to improve the capacity of dental implants to resist axial loads. In : Towards an optimized dental implant and implant bridge design: a bio-mechanical approach. Thèse, Chalmers University of Technology, Göteborg, 1997.
• 23. Hansson S. The implant neck: smooth or provided with retention elements. A biomechanical approach? Clin Oral Impl Res 1999;10:394-405.
• 24. Zienkiewicz OC. The finite element method in engineering science. 4th ed. New York : McGraw-Hill, 1989.
• 25. Brånemark PI et al. Osseointegrated implants in the treatment of the edentulous jaw. Experience from a 10 year period. Scand J Plast Reconst Surg 1977;16:1-132.
• 26. Hansson S, Werke M. On the role of the thread profile for bone implants, with special emphasis on dental implants. In : Towards an optimized dental implant and implant bridge design: a biomechanical approach. Thèse, Chalmers University of Technology, Göteborg, 1997.
• 27. Hansson S, Norton M. The relation between surface roughness and interfacial shear strength for bone anchored implants: a biomechanical approach. In : Towards an optimized dental implant and implant bridge design: a biomechanical approach. Thèse, Chalmers University of Technology, Göteborg, 1997.
• 28. Hansson S, Norton M. The relation between surface roughness and interfacial shear strength for bone anchored implants. A mathematical model. J Biomech 1999;32:829-836.
• 29. Nordin T, Jönsson G, Nelvig P, Rasmusson L. The use of a conical fixture design for fixed partial prostheses. A preliminary report. Clin Oral Implants Res 1998;9:343-347.
• 30. Norton M. Marginal bone levels at single tooth implants with a conical fixture design. The influence of surface macro-and micro-structure. Clin Oral Implants Res 1998;9:91-99.