Le bridge entièrement en céramique : étude mécanique et application clinique

Les bridges dentaires conventionnels entièrement métalliques ou céramo-métalliques sont généralement indiqués dans la plupart des cas. Néanmoins, ils font appel à des alliages qui présentent certains inconvénients en rapport avec des problèmes de corrosion électrochimique endo-buccale (polymétallisme), des exigences esthétiques et la création d'artefacts lors de l'utilisation des moyens d'imagerie moderne. Ces inconvénients sont éliminés par des restaurations céramiques sans métal. Les céramiques d'infiltration (Vita In-Ceram^®, Allemagne), mises au point par Michael Sadoun, constituent une nouvelle technique à même d'enrichir les possibilités des thérapeutiques prothétiques et de répondre au mieux aux exigences cliniques [¹]. Il s'agit d'un procédé de mise en forme d'infrastructures céramiques pour des reconstitutions émaillées secondairement. Le matériau est composé de plus de 80 % d'alumine en poids. Mais l'originalité de la technique réside surtout dans le procédé de mise en forme qui aboutit au matériau avec une microstructure sans porosité à haute teneur en phase cristalline. Le champ d'indication peut s'étendre, dès aujourd'hui, aux bridges postérieurs par l'utilisation, pour l'infrastructure, d'un mélange d'oxyde de zirconium et d'oxyde d'aluminium qui permet d'augmenter la ténacité à la rupture et la résistance à la flexion (Vita In-Ceram^® Zirconia). L'objectif de cette étude est d'évaluer le risque de fracture en fonction d'une part, de la hauteur et de la largeur de connexion (zone de faiblesse) et, d'autre part, de la longueur de l'édentement. Les résultats permettent de déterminer des règles de conception de bridges entièrement en céramiques aptes à supporter les contraintes occlusales. L'application clinique qui en découle appelle une évaluation à moyen et long termes.

Expérimentations

Matériel et méthode

La méthode des éléments finis est numérique et informatisée ; elle permet de calculer et de visualiser les contraintes et les déformations apparaissant au sein de structures complexes soumises à des forces simulées [²]. Le logiciel utilisé, Cadsap^®, version française d'Algor^® (CADLM, Gif-sur-Yvette, France) est exploité sur un PC compatible (Pentium 166 MHz, 48 Mo de mémoire RAM, disque dur de 1,6 Go). Cadsap^® est un système complet de CAO et de visualisation permettant le calcul des structures par la méthode des éléments finis. Celle-ci nécessite la connaissance des propriétés mécaniques des matériaux modélisés (E représentant le module d'élasticité et n le coefficient de Poisson) [²].

La situation clinique simulée correspond au traitement d'un édentement de la première molaire mandibulaire par un bridge de trois éléments prenant appui sur la deuxième prémolaire et la deuxième molaire. Le dessin et la situation des connexions sont proches de la réalité clinique. Une charge occlusale de 500 N est appliquée au centre de l'intermédiaire. L'intensité choisie correspond à la moyenne des forces maximales que l'appareil stomatognathique peut développer au niveau molaire [³].

Protocole

La détermination de la limite de rupture de poutres en alumine-zircone (E = 225 GPa, ν = 0,31) munie d'une jauge d'extensométrie soumise à un test en flexion trois points a permis de définir le pourcentage de déformation au-delà duquel survient la rupture [⁴].

La limite de fracture correspond à une déformation dont la valeur varie entre 0,15 et 0,17 %. Pour l'étude des bridges en alumine-zircone, aux mêmes caractéristiques mécaniques que les poutres, nous considérons que le risque de fracture intervient au-delà de la valeur inférieure, soit 0,15 % de déformation. La cohérence de ces résultats est attestée par ceux obtenus grâce à la méthode des éléments finis dans une simulation analogue : test de « flexion 3 points » sur une poutre en alumine-zircone modélisée en trois dimensions [⁴].

Première étude : influence des dimensions des connexions [5]

Quatre bridges de trois éléments, en alumine-zircone (E = 225 GPa, ν = 0,31), visant à remplacer la perte d'une première molaire mandibulaire sont modélisés et comparés. Les deuxièmes prémolaire et molaire servent de support et sont enchâssées dans une base osseuse (^{fig. 1}). Les quatre modèles ne diffèrent que par les dimensions des connexions (^{tabl. I}). Les dents supports sont préparées pour recevoir des couronnes creuses. Pour ce type de matériau, la dent préparée doit présenter des surfaces régulières et lisses reliées par des angles arrondis. La limite de préparation a la forme d'un épaulement à angle interne arrondi d'environ

1 mm de largeur. Le degré de convergence des parois axiales est compris entre 10 et 20° (^{fig. 2}). La réduction occlusale est de 2 mm. Pour chaque modèle, l'intermédiaire du bridge reçoit, au centre de sa face occlusale, une charge axiale de 500 N [³]. Les connexions de forme trapézoïdale ont des dimensions variables : d'une part, la hauteur (occluso-cervicale) et, d'autre part, la largeur (vestibulo-linguale) (^{tabl. I}). Pour tous les modèles, l'épaisseur mésio-distale des connexions est égale à 1 mm ; les concavités correspondent à un rayon de courbure de 0,5 mm (^{fig. 3}). Dans un même modèle, les connexions prémolaire et molaire sont identiques.

L'assemblage des blocs construits et maillés séparément conduit au modèle global qui est chargé et analysé (^{fig. 4}).

• Résultats

Les modèles 1, 2, 3 et 4, dont les dimensions respectives figurent dans le ^{tableau I}, sont comparés. Pour un même modèle, les connexions prémolaire et molaire sont identiques.

Quel que soit le modèle étudié, les déformations maximales apparaissent sur la face occlusale des connexions, en regard de l'édentement (^{fig. 5} et ⁶).

Dans les directions X et Z, les pourcentages de déformation relevés sont inférieurs à 0,05 % et sont donc considérés comme négligeables.

Dans la direction Y (mésio-distale), les déformations sont supérieures à celles observées dans les autres directions. Les ^{figures 7} et ⁸ donnent les pourcentages de déformation pour une force de 500 N, issus des contraintes de traction, dans la direction Y. Ces valeurs sont relevées au niveau des connexions molaire (^{fig. 7}) et prémolaire (^{fig. 8}).

Deuxième étude : influence de la distance entre les piliers

Pour cette étude, le modèle de référence (n° 2) présente une distance inter-piliers égale à 10 mm. Il est modifié pour la faire varier. Les modèles ainsi créés ont respectivement comme distance inter-piliers 6, 8 et 12 mm. Les connexions de tous ces modèles ont la même surface de section verticale, soit une hauteur et une largeur égales à 3 mm (^{tabl. II}).

• Résultats

Dans les directions X et Z, les pourcentages de déformation relevés sont inférieurs à 0,05 % et sont donc considérés comme négligeables.

Dans la direction Y, les déformations sont nettement supérieures à celles observées dans les autres directions. La ^{figure 8} donne les pourcentages de déformation pour une force de 500 N, issus des contraintes de traction, dans la direction Y (valeurs relevées au niveau des connexions prémolaire et molaire).

Discussion

Concernant la localisation des déformations

Les résultats montrent que les déformations maximales se situent au niveau des connexions (^{fig. 5} et ⁶) [⁶]. On peut donc supposer que la fissure apparaît à ce niveau, ce qui se rapproche des données cliniques [⁷, ⁸] et de plusieurs études [⁹-¹²] révélant que lorsqu'il y a fracture, elle intéresse les connexions qui constituent les zones de faiblesse des bridges.

Concernant la direction des déformations

Les déformations relevées dans la direction Y sont significativement plus importantes que celles observées dans les directions X et Z. En effet, les modèles sont assimilables à des poutres modifiées dont la longueur est dans la direction Y et subissant un test de flexion 3 points. Les déformations apparaissent d'abord, de part et d'autre du point d'application de la force, au niveau de la face occlusale des connexions.

Concernant l'influence de la section des connexions sur les déformations

Le seuil de déformation (0,15 %) n'est dépassé que pour le modèle n° 1 dont la surface de connexion est égale à 3,3 mm². Une augmentation de la hauteur et de la largeur de ces connexions (1 mm pour les deux grandeurs) entraîne une augmentation de surface qui passe de 3,3 mm² à 7,95 mm², soit 141 % pour le modèle n° 2, permettant de rester en deçà du seuil de déformation de 0,15 %. Ce premier résultat indique qu'une augmentation supplémentaire des surfaces de connexion (les modèles n° 3 et 4 sont moins favorables au respect des impératifs cliniques parodontaux) n'est pas nécessaire pour assurer une résistance à la fracture.

Concernant l'influence du paramètre distance interpiliers

On observe une augmentation du pourcentage de déformation en fonction de la distance interpiliers mais le seuil de déformation (0,15 %) est atteint pour les modèles qui correspondent aux plus grandes distances (12 et 14 mm) (^{fig. 9}). Avec le matériau modélisé (à haut module d'élasticité) et dans nos conditions expérimentales, l'augmentation de la distance interpiliers n'a pas l'influence que celle que lui accordent les cliniciens en prothèse conventionnelle céramo-métallique. En effet, les contraintes imposées à un pont étendu sont certes plus intenses mais si la flèche maximum est directement proportionnelle à la charge verticale et au cube de la longueur de la travée, elle est aussi inversement proportionnelle au module d'élasticité du matériau utilisé.

Conclusion de l'étude

Dans cette étude, la comparaison des modèles de bridges soumis à une charge occlusale simulée a permis d'évaluer l'influence de la surface des connexions et de la distance interpiliers sur la localisation et l'amplitude des déformations. L'inconvénient majeur de la méthode des éléments finis tient :

- à notre connaissance imparfaite des propriétés mécaniques des tissus biologiques impliqués dans ces associations de structures ;

- au fait que cette étude ne prend pas en compte un certain nombre de paramètres comme la réponse visco-élastique des structures biologiques, les cœfficients de dilatation thermique des différentes structures qui se confrontent, l'effet de fatigue des matériaux dû à la répétition des charges, les défauts de structure, la complexité des forces masticatoires, etc. et qui sont autant de paramètres qui viennent s'ajouter à ceux qui ont été analysés.

En conséquence, il est clair que les réactions de ces structures soumises à des efforts ne peuvent être analysées qu'au prix d'une certaine approximation. En revanche, la méthode peut trouver son intérêt dans les possibilités qu'elle offre pour prendre en compte des hypothèses variées et, donc, pour comparer l'influence de différents paramètres.

Les résultats correspondent aux données cliniques et aux différentes études effectuées [⁹-¹³] quels que soient les matériaux utilisés. Confronté à l'indication d'un bridge entièrement en céramique et considérant uniquement les problèmes liés à la résistance mécanique du bridge, il nous faut évaluer, d'une part, la hauteur des points d'appui dentaires et, d'autre part, la longueur de l'édentement.

Sous l'application d'une charge occlusale, dans les limites de cette étude, le seuil de déformation de 0,15 % (sur la face occlusale des connexions) est dépassé lorsque la surface de connexions est minimale 2 (3,3 mm ).

Application clinique

Construction d'un bridge de trois éléments

L'objectif est de réaliser un bridge de trois éléments selon la technique Vita In-Ceram^® Zirconia, pour le remplacement de 36. Les dents 35, pilier antérieur pulpé, et 37, pilier postérieur dépulpé et reconstitué par un inlay-core, sont préparées pour recevoir des couronnes In-Ceram^®. Pour chacune des dents, le profil cervical des préparations est un épaulement à angle interne arrondi d'environ 1 mm de largeur pour la molaire et de 0,8 mm pour la prémolaire. La dépouille est comprise entre 10 et 20°. La réduction occlusale est de 2 mm (^{fig. 10} et ¹¹).

Après empreinte, un modèle de travail est confectionné. Les mesures de la distance interpiliers (9 mm) et de la hauteur prothétique (10 mm) permettront de définir le volume des zones de jonction ou connexions. Deux ou trois couches de vernis espaceur sont appliquées (sauf sur les épaulements) sur les dies en plâtre (^{fig. 12}). Une ailette de renfort est modelée sur la crête dans la zone de l'élément intermédiaire pour permettre le positionnement de la barbotine et favoriser l'absorption du liquide pendant l'application (^{fig. 13}).

Le modèle ainsi obtenu est dupliqué avec un silicone réticulant par addition selon le procédé du double mélange : 1 temps, 2 viscosités (^{fig. 14}). La réplique est réalisée avec un plâtre spécial Vita In-Ceram^®. Les éléments du bridge sont sciés puis collés sur un plateau de cuisson Vita In-Ceram^®. Les limites des préparations sont tracées avec un crayon de couleur (^{fig. 15}).

La barbotine (mélange de la poudre Vita In-Ceram^® Zirconia et du liquide Vita In-Ceram^® Alumina/ Zirconia) est préparée et appliquée sur le modèle selon les consignes du fabricant. Les limites des préparations sont dégagées à l'aide d'un scalpel (^{fig. 16}).

C'est après le frittage qu'intervient la mise en forme définitive de l'armature (^{fig. 17}).

Choix des dimensions des connexions

Avec la technique Vita In-Ceram^® Zirconia, les armatures doivent être conçues de manière homothétique pour permettre, lors du montage de la céramique, d'obtenir une épaisseur régulière [¹⁴]. Dans l'espace disponible (^{fig. 12}), les zones de jonction doivent être aussi étendues que possible mais permettre toutefois de respecter les impératifs cliniques parodontaux. Dans cette application clinique, la hauteur disponible (10 mm) et la longueur de l'édentement (9 mm) permettent et imposent une hauteur et une largeur de connexion au moins égales à 3 mm (minimum acceptable d'après notre étude). La hauteur et la largeur choisies, soit 4 mm (^{fig. 18} et ¹⁹), sont conformes aux recommandations des concepteurs (tabl. III) [¹⁴].

Montage de la céramique

L'armature frittée est contrôlée (adaptation, épaisseur, forme, structure) puis infiltrée de verre avant que le montage de la céramique soit réalisé (^{fig. 20}). Le bridge est scellé au ciment verre ionomère.

Conclusion

Les inconvénients des restaurations céramo-métalliques peuvent être éliminés par des restaurations en céramique sans métal. Les céramiques d'infiltration constituent une nouvelle technique capable de répondre au mieux aux exigences biologiques et biomécaniques de la clinique. Toutefois, le champ des indications pour les bridges entièrement en céramiques doit être limité à trois éléments. De plus, les dimensions requises pour les zones de jonction limitent les indications à des situations présentant une hauteur disponible importante. La ^{figure 21} montre clairement la nécessité de limiter ces réalisations aux patients maîtrisant les techniques d'hygiène bucco-dentaire spécifiques. Dans le respect strict de ces conditions, il est possible aujourd'hui de réaliser des bridges postérieurs en céramique avec un excellent pronostic à long terme comme en témoignent les données cliniques collectées par Sadoun, concepteur de la technique : 97,5 % de survie à 7 ans (292 cas de 1990 à 1997) [¹⁴].

bibliographie

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