Prothèse fixée transitoire et biomatériaux

Longtemps considérée comme un « traitement accessoire », la prothèse provisoire est devenue avec l'évolution des connaissances et des capacités thérapeutiques l'une des étapes clés des restaurations de la prothèse fixée [¹-⁴]. De là, une dénomination plus générale et moins « péjorative » sous le vocable de prothèse transitoire. Désormais, le clinicien dispose d'un arsenal étendu de possibilités thérapeutiques l'autorisant à ajuster au mieux son traitement tant du point de vue esthétique que fonctionnel. Certains auteurs [⁵-⁸] s'accordent harmonieusement pour exiger des capacités des prothèses transitoires en prothèse fixée le cahier des charges suivant :

- protections mécanique (fractures), physique (chocs thermiques), chimique et biologique des tissus dentaires ;

- maintien de la gencive marginale ;

- aide à la cicatrisation et au contrôle des tissus parodontaux ;

- rétablissement immédiat de l'esthétique et de la fonction ;

- guide pour l'élaboration fonctionnelle et esthétique de la future prothèse permanente ;

- aide à l'accès des matériaux d'empreinte aux zones cervicales des préparations.

Ces capacités sous-entendent un certain nombre d'exigences relatives aux matériaux tant pour ce qui relève de leurs qualités intrinsèques (mécaniques, physico-chimiques, biologiques…) que ce qui relève de leur mise en œuvre. Pour le clinicien - ainsi que l'indique Krug [⁹], cité par Meyer et Belser [¹⁰] -, le matériau idéal doit satisfaire aux exigences suivantes :

- une esthétique satisfaisante ;

- une absence d'irritation pour la pulpe et le parodonte ;

- une stabilité dimensionnelle ;

- une résistance adaptée aux contraintes mécaniques ;

- une résistance au vieillissement au sein du milieu buccal (discoloration, usure, altération des propriétés mécaniques) ;

- une compatibilité avec les autres matériaux et notamment l'eugénol ;

- une faible conductibilité thermique. À compléter par :

- la facilité de mise en œuvre (élaboration, pose, dépose, rebasage) ;

- le coût.

Matériaux utilisés

Bien évidemment, aucun des matériaux du marché ne répond pleinement à l'ensemble de ces capacités. Toutefois, l'évolution des produits proposés tend à améliorer tel ou tel critère. Le praticien doit donc disposer des connaissances requises afin de retenir le matériau le mieux adapté aux objectifs thérapeutiques qu'il s'est fixés. Craig [¹¹] distingue trois catégories de matériaux, différenciés selon leur mode de préparation :

1. résines chémopolymérisables (ou autopolymérisables) [groupe 1] :

- résines acryliques et dérivées ;

- résines de type diacrylate, analogues aux composites ;

- résines épimines ;

2. résines thermopolymérisables et/ou radiopolymérisables (polymérisation activée par des radiations - lumière ou UV) [groupe 2] :

- résines acryliques et dérivées ;

- résines polyuréthanes ;

- résines polycarbonates ;

3. coiffes préformées [groupe 3] :

- en résine essentiellement de type polycarbonate, elles existent aussi en acrylique ;

- en alliage métallique (ajustées, puis rebasées par une résine chémopolymérisable. Ce procédé est de moins en moins utilisé en raison du comportement de ces alliages en milieu buccal).

D'un point de vue général, la prise en compte d'un matériau comporte trois volets : propriétés, élaboration (ou mise en forme) et comportement (^{tabl. I}).

Globalement, sous l'influence d'initiateurs et d'activateurs, la polymérisation des résines passe par la formation de radicaux libres qui réagissent alors entre eux pour former des chaînes carbonées, de poids moléculaires plus ou moins élevés en fonction de l'encombrement stérique des groupements alkyls portés par le monomère. Pour une même famille chimique, plus le pourcentage de réticulation est grand, plus la masse moléculaire est élevée et meilleures sont les propriétés mécaniques [¹²]. Tout aussi généralement et dans le même esprit, plus le monomère de base dispose de possibilités de réticulation, plus le pourcentage de réticulation est élevé.

La réaction de polymérisation type passe par l'ouverture d'une double liaison. Il y a formation d'un radical libre particulièrement réactif et développement du mécanisme réactionnel. L'activation peut être initiée par voie chimique pour les résines du groupe 1, par voie thermique ou par irradiation pour les résines du groupe 2. D'une manière très schématique, la réaction chimique de polymérisation est le plus souvent une réaction d'addition (a) par opposition aux réactions de type condensation (b) où apparaît un produit secondaire en même temps que se forme le polymère :

(a)  A + B → C

(b)  A + B → C + D

Ce produit secondaire est susceptible d'influer sur la qualité du polymère obtenu.

Matériaux chémopolymérisables

S'agissant du groupe des résines acryliques, la molécule de base est le méthacrylate de méthyle, qui a pour formule chimique :

La réaction chimique de polymérisation s'effectue par formation d'un radical libre issu de l'ouverture de la double liaison :

Elle se déroule selon le mode d'une réaction d'addition:

d'où la représentation de la chaîne de polymères :

et les dénominations dues au radical alkyl R :

- pour R = CH₃ (radical méthyle), formation de polyméthacrylate de méthyle (PMMA) ;

- pour R = C₂H₅ (radical éthyle), formation de polyméthacrylate d'éthyle (PEMA) ;

- pour R = nC₄H₉ (radical butyle), formation de polyméthacrylate de n-butyle (Pn-BMA) ;

- pour R = isoC₄H9 (radical isobutyle), formation de polyméthacrylate d'isobutyle (Piso-BMA).

Pour la plupart des polyméthacrylates actuellement disponibles dans le domaine odontologique, l'activation est produite par voie chimique et permet une chémopolymérisation (^{tabl. II}).

Également au chapitre des résines chémopolymérisables, les résines de base des diacrylates ont pour formule générale :

Ces produits contiennent des charges minérales, ce qui les rapproche des résines composites d'obturation. Ils se présentent généralement sous forme de pâtes dans les-quelles sont adjoints des plastifiants ainsi que d'autres additifs destinés à permettre un meilleur contrôle de la vitesse de polymérisation.

Enfin, dans la gamme des résines chémopolymérisables, il convient de faire référence aux résines épimines, de la famille des polyéthers. Ces résines comportent deux fonctions imine en bout de chaîne :

où

Ces produits sont différents des polyéthers destinés aux techniques d'empreinte, par la nature et la masse de la chaîne moléculaire encadrée par les deux fonctions imines. La présentation commerciale associe une pâte chargée avec environ 25 % de nylon afin d'améliorer les propriétés mécaniques du polymère et un liquide dans lequel est placé le catalyseur qui est un ester sulfonique aromatique.

Matériaux thermopolymérisables et/ou radiopolymérisables

La composition des constituants (poudre et monomère) diffère de celle des matériaux précédents, essentiellement au niveau des éléments activateurs.

La thermopolymérisation s'applique le plus souvent à des composés de la famille des résines acryliques dans lesquels le mono-mère est exempt d'activateur. Elle concerne également les résines polycarbonates qui, en raison des difficultés inhérentes à leur mise en forme, sont moulées en masse ou encore utilisées comme couronnes creuses préformées. La polymérisation est conduite dans des fours classiques. Elle peut aussi être réalisée en four à microondes [¹³, ¹⁴].

Les polycarbonates sont préparés à partir d'un composé aromatique selon une réaction de condensation avec libération soit d'un alcool, soit d'eau associée à du chlorure de sodium. La formule générale en est :

La radiopolymérisation (activation à l'aide des radiations électromagnétiques qui constituent l'essence même des ondes lumineuses ou ultraviolettes) est aujourd'hui proposée avec les polyuréthanes issus des travaux de Bowen. Le mono-mère en est l'uréthane diméthacrylate (UDMA), qui répond à la formule générale énoncée par Combe [¹⁵] :

où R représente le groupement complexe :

et où les radicaux alkyls [C_nH_2n+1] et [C_nH_2n+1]' sont des chaînes carbonées ramifiées, ce qui densifie la masse du polymère obtenu et contribue à améliorer ses propriétés mécaniques.

Selon une réaction analogue à celle des méthacrylates, la réticulation met en jeu les deux liaisons insaturées, situées en bout de chaîne. Un autre avantage de l'UDMA est que l'accès à de grosses molécules produit une contraction moindre lors de la polymérisation.

La radiopolymérisation nécessite des niveaux d'énergie (pour les initiateurs utilisés, la longueur d'onde est du domaine du visible proche de l'UV - 400 à 500 nm) [¹²] et des quantités de radiations adaptées aux radicaux libres à générer. Au laboratoire de prothèse dentaire, il va être possible d'utiliser une lampe halogène placée dans une enceinte. En cabinet, de telles conditions d'emploi ne sont pas possibles et le praticien doit alors conduire son intervention par apports successifs de couches de monomère d'épaisseur réduite. Lorsque les masses de matériau mises en jeu sont importantes, cette opération devient fastidieuse, ce qui a conduit à proposer sur le marché de l'odontologie restauratrice, depuis plusieurs années déjà, des composites « dual », simultanément chémo- et radiopolymérisables. Pour ces mêmes raisons, ce n'est que récemment que des matériaux radiopolymérisants, destinés à l'élaboration extemporanée d'éléments de prothèse transitoire, sont proposés sous la forme dual ¹, ce qui confère à ces produits une plus grande facilité de mise en forme au fauteuil.

Matériaux pour couronnes préformées

Le paragraphe précédent a fait référence aux polycarbonates, qui constituent essentiellement les moules utilisés pour les dents des secteurs incisivo-canins et prémolaires. Ceux-ci, préajustés, sont rebasés par remplissage à l'aide d'une résine chémopolymérisante. Pour les secteurs molaires, le praticien se voit proposer des moules métalliques en alliage souple argent-étain ou rigide nickel-chrome. Ce type de couronnes préformées est de moins en moins utilisé en raison du comportement de l'alliage en bouche. Leur intérêt réside en ce qu'elles constituent un coffrage permettant la reconstitution d'une dent délabrée au cours d'une séance initiale dans l'attente du passage à une prothèse transitoire plus élaborée et mieux adaptée au traitement.

Mise en œuvre

En pratique odontologique, l'analyse bibliographique, concernant l'utilisation classique des matériaux jusqu'ici disponibles, concorde pour apporter au clinicien les principaux résultats suivants :

1. quel que soit le procédé, la polymérisation n'est jamais totale. Toutefois, des différences de pourcentage de réticulation sont liées aux modes de polymérisation, que l'on peut classer dans l'ordre croissant suivant : chémopolymérisation, radiopolymérisation et thermopolymérisation ;

2. la présence de monomère résiduel provoque des réactions tissulaires [¹⁶, ¹⁷] ;

3. l'exothermie de la réaction de polymérisation doit être maîtrisée tant pour limiter les variations dimensionnelles que pour contrôler l'adaptation marginale et éviter les réactions dentino-pulpaires ;

4. les propriétés mécaniques diminuent avec le temps, notamment sous l'effet de l'absorption hydrique qu'impose le milieu buccal [¹², ¹⁶] ;

6. les discolorations sont essentiellement dues aux produits d'addition et notamment aux amines tertiaires, utilisées comme activateurs [¹⁸].

Propriétés et comportement

L'état des données de la littérature est incomplet pour couvrir l'ensemble des propriétés des matériaux présentés ci-dessus. Par ailleurs, les conditions expérimentales le plus souvent rigoureuses au niveau des essais réalisés s'appliquent à des matériaux dont il est difficile de reproduire identiquement le degré de polymérisation. Néanmoins, si les grandeurs ne sont pas identiques, les comparaisons entre les produits étudiés sont le plus souvent homogènes. Le ^{tableau III} associe les données de Craig [¹¹], Braden et al. [¹²] et Ogolnik et al. [¹⁹]. Meyer, citant Braden et al. [²⁰], Combe [¹⁵] ainsi que Al-Mulla et al. [²¹], rapporte une série de données particulièrement intéressantes prenant en compte l'influence du milieu hydrique (^{tabl. IV}).

Quatre autres séries de données relatives à des résines chémopolymérisables et dual complètent ce panorama : une étude, conduite par Meyer et Belser [ ¹⁰], portant essentiellement sur les propriétés mécaniques de PMMA du commerce (^{tabl. V}) ; celle de Derrien [²²] comparant une résine dual à quatre résines PMMA (^{tabl. VI}) ; celle de Tjan et al. [²³], comparant l'adaptation marginale de trois résines chémopolymérisables à celle de trois résines radiopolymérisables (^{tabl. VII}) et celle de Hoshiai et al. [²⁴] portant sur l'adaptation marginale et la stabilité des teintes de cinq résines PMMA (^{tabl. VIII}).

Dans l'analyse de ces résultats, il apparaît que Protemp^® (Espe) possède les meilleures propriétés mécaniques devant Sévriton^®, Dentalon Plus^® (Heraeus Kulzer) et Trim^® (Bosworth), sensiblement moins résistant. La cohérence de valeurs élevées pour la dureté et le module d'élasticité signifie une capacité de résistance à l'abrasion élevée. Par contre, ainsi que le remarque Meyer, ces mêmes données impliquent la transmission quasi intégrale à la dent et à ses tissus de soutien des contraintes, fonctionnelles ou non, qui vont être appliquées à la prothèse. À l'opposé, la résine Trim^® à base PEMA/n-BMA se comporte comme un matériau de type visco-élastique et absorbe, pour une bonne part, la contrainte mécanique. Il revient au clinicien d'apprécier le choix du matériau le plus adapté à son objectif thérapeutique.

Il ressort de ces mesures que la résine dual présente le plus grand module d'élasticité, associé à une résistance à la rupture en flexion de l'ordre de celle des PMMA les plus résistants. Les valeurs enregistrées in vitro pour la réaction de polymérisation ne confirment pas une réduction significative de l'échauffement.

Il est intéressant de superposer les résultats de Tjan et al. et de Hoshiai et al. appliqués à l'importance du hiatus cervical. On constate que l'ordre de grandeur est très proche entre les deux études.

Dans l'étude sur l'évolution de la teinte des résines, Hoshiai et al. font référence aux dispositions de la Commission Internationale sur l'Éclairage. La teinte est évaluée sur la base de trois paramètres que sont la brillance (L), les composantes rouge-vert (a) et jaune-bleu (b). Un dispositif effectue les mesures et enregistre les variations (ΔEab) entre deux observations. Selon les auteurs, l'œil humain ne peut différencier un changement de teinte entre deux examens successifs que si ΔEab ≥ 1. Les résultats correspondent à des mesures séparées de quinze jours pour des échantillons stockés dans les conditions du ^{tableau VIII}. Il apparaît que pour ce paramètre, seules deux des résines présentent un comportement satisfaisant. Pour les autres, les écarts sont déjà très importants après seulement deux semaines.

L'ensemble des résultats présentés souligne l'amélioration régulière des caractéristiques mécaniques générales des matériaux mis à disposition. Autrefois inexistantes, des gammes de teintes sont heureusement disponibles. Une étape intéressante pour faciliter la mise en œuvre au cabinet est franchie avec l'arrivée des résines de type dual ; celles-ci autorisent une meilleure visualisation de l'adaptation avant polymérisation complète et, en se combinant avec les matériaux composites d'obturation, étendent la gamme de teintes accessibles. La meilleure maîtrise de la polymérisation, en réduisant la contraction de prise, améliore l'adaptation marginale des couronnes et ancrages transitoires. Lorsque des prothèses de plus grande étendue sont nécessaires, l'utilisation de fibres de kevlar [²⁵], de carbone [²⁶] ou de polyéthylène renforce valablement l'armature.

Également au compte des qualités que doit avoir le matériau idéal, il ne faut pas oublier que l'élément prothétique transitoire, une fois réalisé, doit être scellé sur le tissu dentaire. À ce titre, il doit être compatible avec le ciment provisoire utilisé et celui-ci ne devra pas perturber les opérations ultérieures de remarginage. Par exemple, certains composants phénolés, présents dans les ciments, sont susceptibles de limiter, voire d'inhiber la polymérisation, ce qui doit les faire employer avec discernement.

Conclusion

Au bilan de cette revue de la littérature, force est de constater que de nombreux produits, aujourd'hui mieux diversifiés, sont disponibles sur le marché pour faire face à la confection de prothèses fixées transitoires adaptées à chaque cas clinique. Les caractéristiques mécaniques des matériaux permettant la réalisation extemporanée d'éléments sont de plus en plus satisfaisantes. Si l'innocuité de ces matériaux n'est pas parfaite, l'utilisation de nouvelles molécules à poids moléculaire plus élevé s'est faite parallèlement à une meilleure maîtrise des taux de polymérisation, ce qui tend à réduire les risques de réaction tissulaire connus avec le méthacrylate de méthyle et ses proches dérivés. Il en est de même avec le moindre échauffement atteint lors de la réaction de prise. Il reste à disposer de matériaux plus résistants au vieillissement, que ce soit vis-à-vis de l'abrasion, de l'instabilité des teintes (due à la nature du matériau lui-même, à sa polymérisation incomplète - porosités - ou encore à la « pollution » par les colorants alimentaires) ou de l'altération accélérée de ses propriétés dans le milieu buccal, en particulier par adsorption hydrique. Si quelques travaux ont été publiés [²⁷], les études dans ce domaine n'ont guère avancé au cours des dernières années. Ce devrait être un axe de recherche appliquée dont le besoin est évident dans l'intérêt du clinicien et pour la satisfaction du patient.

(1) En particulier, les résines dual (Unifast LC de GC ou Iso-TempTM de 3M).

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