Stabilité primaire

La stabilité primaire est influencée par 4 grands facteurs qu’il convient d’évaluer et de prendre en compte dans l’élaboration du plan de traitement :

• Le site implantaire
• Forces, mobilités et contraintes
• Protocole d’implantation
• Bioforme et état de surface et prothèse

L’os disponible est particulièrement important en implantologie. Il s’agit de l’architecture externe et volume de la zone édentée à considérer pour l’implant. Par ailleurs, l’os a une structure interne que l’on peut classer en termes de qualité. La qualité osseuse est mesurée par la densité osseuse, elle reflète les contraintes maximales que peuvent supporter l’os.

Sur le plan physiologique, la densité osseuse reflète également la cellularisation, en effet il existe une taille d’alvéole optimale pour l’angiogenèse et l’activité métabolique des cellules osseuses (ostéoblastes, ostéoclastes, ostéocytes).

Misch distingue quatre densités osseuses [1] :

Cette classification est comparable à la sensation tactile de pénétration de matériaux aux densités équivalentes (cf tableau 1).

La densité osseuse varie en fonction de la localisation (cf figure 2). L’os D1 n’est pratiquement jamais observé dans la région maxillaire, il est néanmoins présent dans la région mandibulaire à hauteur de 8%, tandis que l’os D4 se trouve essentiellement au maxillaire postérieur à hauteur de 40%. La densité osseuse peut être évaluée par radiographie panoramique et peut être complété pour une analyse plus complète par CTscan et par sensation tactile grâce à l’ostéotenseur.

La densité osseuse est directement corrélée aux contraintes maximales que peuvent supporter l’os avant microfractures [4]. Entre l’os D1 et D4, la résistance maximale varie d’un facteur dix, l’os D2 présente 47 à 68% de résistance maximale en plus que de l’os D3.

Dans l’article de Turkyllmas et al [5], les auteurs montrent la corrélation entre la densité et la stabilité primaire par le biais de deux méthode de mesures précédemment décrites (Cf. Fig. 2)

Sur le plan physiologique, la cellularisation est également impactée par les différences de densité osseuse. En effet il existe une taille d’alvéole optimale pour l’angiogenèse et l’activité métabolique des cellules osseuses (ostéoblastes, ostéoclastes, ostéocytes).

La densité osseuse initiale ne permet pas uniquement l’immobilisation mécanique de l’implant pendant la phase de cicatrisation mais permet également la distribution et la transmission des contraintes depuis la prothèse jusqu’à l’interface os/implant. La distribution des contraintes est un critère à prendre en compte dans le plan de traitement puisque la perte de l’os marginal et la perte des implants après leur mise en charge résulte très généralement de contraintes excessives au niveau de l’interface os/implant crestale.

La distribution des contrainte ne se fait qu’à partir du contact os/implant. Une faible surface de contact sera d’avantage contrainte mécaniquement pour une force exercée équivalente. La formule suivante traduit ce phénomène :

σ=F/S
σ∶Contrainte en MPa;F∶Force en N et S∶Surface en mm²

De fait, l’os D1 permettra une meilleure répartition des contraintes que de l’os D4 à force équivalente, de part les différences de structures alvéolaires. Sur le plan clinique, une plus grande quantité d’os est nécessaire pour un os D4 comparé à un os D1 pour des contraintes maximales équivalente.

La formule permet également d’expliquer l’accumulation des contraintes au niveau crestal notamment pour l’os D4. En effet la zone crestal pour l’os D4 est l’unique zone d’ancrage, les contraintes sont entièrement distribuées au niveau cette zone. L’amplitude des contraintes au niveau crestal est donc dépendante du type d’os.

Il est donc primordial d’évaluer la qualité de l’os notamment au niveau crestal (7-10mm) pour déterminer le plan de traitement implantaire (cf figure 4) et ainsi éviter la cratérisation par contraintes excessives (Cf figure 8).

A noter que l’absence de mobilité ne peut se faire que si les contraintes de chargement initiales sont supérieures aux contraintes fonctionnelles.

Selon les contraintes (charge et amplitude) appliquées sur le système osseux, l’os va se remanier en réaction. Il s’agit de la loi de Wolf établie dès 1892. La masse osseuse augmente en fonction des stimulus mécaniques. Au-delà d’un certain seuil les contraintes entrainent une nécrose du tissu osseux et/ou fracture. La minimisation et la distribution des contraintes sont fondamentaux pour éviter la cratérisation.

Une surcharge locale entraine une résorption osseuse et un relargage de particules due à la friction lors de l’insertion, tandis qu’une sous-charge entraine une mobilité et de fait une inflammation à cause de l’infection bactérienne (microgap). L’inflammation et la contamination bactérienne sont très largement associées à l’instabilité et ne sont pas exclusives à l’implantologie dentaire (interface stérile/, non stérile) puisqu’observées même dans les structures anatomiques fermées.

Des modifications de la conception de la géométrie multi-échelle de l’implant ont été suggérées pour augmenter le succès dans de l’os D4 pour un meilleur ancrage.

– La forme globale

Les études d’analyse par éléments finis des implants indiquent que les distributions et les amplitudes des contraintes osseuses varient en fonction de la forme de l’implant. L’implant cylindrique fut la première forme développée par Bränemark. Cette forme n’occupe pas suffisamment le volume disponible par la dent extraite et la compression est non progressive, ce qui entraine un échauffement rapide de l’os. A noter qu’une température au-delà de 41°C entraine une nécrose des cellules péri-implantaires.

L’implant conique fut ensuite mis au point, il se rapproche davantage de la forme d’une racine dentaire et occupe de fait le volume laissé par la dent extraite. Il permet par ailleurs d’éviter les obstacles anatomiques telles qu’une concavité vestibulaire ou encore le nerf mandibulaire. Son évolution est l’implant conique autoforant, il possède une rétention primaire de qualité, permettant son utilisation dans de nombreuses situations cliniques.

Enfin, l’implant cylindro-conique est caractérisé par une partie conique évasée au niveau crestal et une partie cylindrique apicale. Ces implants possèdent une bonne rétention primaire par compression crestale, mais peuvent néanmoins générer des contraintes excessives entrainant une perte osseuse marginale supérieure.

– Les filets

Transformer les forces de cisaillement en types de force plus forts à l’interface osseuse est l’objectif de l’incorporation de filets dans la conception de l’implant. Les filets sont également utilisés pour maximiser le contact initial, améliorer la stabilité initiale et favoriser la dissipation des contraintes interfaciales.

La profondeur du filet, l’épaisseur du filet, l’angle de face, le pas et l’angle d’hélice sont quelques-uns des motifs géométriques variables qui déterminent la surface fonctionnelle du filet Plusieurs conceptions de filetage ont été développées. L’implant Branemark originale, introduit en 1965, avait un motif de filetage en forme de « V ».

La conception originale a été modifiée au fil des ans pour permettre un placement plus simple et plus efficace et une meilleure répartition de la charge. Le filetage standard en « V », présente une charge de cisaillement sur l’os 10 fois supérieure à celle d’un filetage carré. La forme du filetage en contrefort inversé en « V »  est optimisée pour les charges d’arrachement [6].

La forme carrée du filet offre une surface optimisée pour la transmission de la charge de compression sur l’os.

Les résultats présentés figure 9 montrent les coupes histologiques de l’interface os/implant des trois formes de filets issues d’une étude animale et le tableau 2 montre les données quantitatives de torque et de contact os-implant. Sur l’ensemble des coupes, l’os cortical se développe entre les filets, épousant étroitement l’implant. L’aspect inférieur des filets était apposé par davantage d’os que l’aspect coronal. Les données quantitatives de cette étude suggèrent un avantage biologique et une meilleure stabilité pour les filets de formes carrées [6].

Il a été montré par ailleurs que l’ajout de microfilets dans le macrofilet est une stratégie efficace pour augmenter la surface de contact sans effet néfaste (§3.2 la texturation de surface) et de fait optimiser la transmission de la charge de compression.

Carlson et al [7] ont démontré une liaison biomécanique plus forte avec une surface d’implant rugueuse qu’avec une surface d’implant de forme similaire mais polie. D’autres études ont également rapporté qu’une surface rugueuse est plus adaptée à l’intégration de l’implant qu’une surface d’implant comparativement plus lisse, en démontrant un plus haut degré d’intégration osseuse. Bien que l’augmentation de la rugosité de la surface entraine une différenciation précoce des ostéoblastes, elle entraine surtout la génération de particules de titane par dégradation de la surface. Les particules de titane sont L’article de Silva et al. [6] le démontre (cf. figure 10). De fait, un couple d’insertion élevé pour un implant rugueux entraine plus de particules de relargage, actrices de l’inflammation chronique. Par ailleurs, Jordana et al. [8] ont réalisés en 2018 une revue systématique sur l’impact de l’état de surface et la prévalence des péri-implantites. Les résultats ont montré que le taux de péri-implantites dépend statistiquement des différences d’états de surfaces des implants et de la génération de particules de relargages.

• ➔ Pour en savoir plus sur l’impact de l’état de surface sur l’os marginal

L’état de surface lisse permet d’augmenter le couple d’insertion sans produire de particules de titane. La stabilité primaire résultante est plus élevée et plus durable, ce qui favorise le repos mécanique nécessaire à l’ostéointégration, le risque d’une mobilité en deçà du seuil critique est décrue (cf figure 11). L’état de surface rugueux quant à lui, permet une stabilité secondaire plus rapide mais sous condition d’avoir une maitrise parfaite des produits de relargages d’autant plus critique pendant la phase de cicatrisation.

La contrainte de l’implant est également influencée par l’orientation du corps de l’implant [9]. Une charge appliquée le long de l’axe de l’implant diminue la contrainte maximale sur la région crestale comparé à un implant angulé.  De fait quand la densité osseuse diminue, il est préconisé de placer l’implant le plus axial possible. Cette stratégie n’est pas forcément applicable dans certain cas notamment pour éviter des structures anatomiques sensibles ou pour trouver une accroche corticale au niveau de l’apex. De fait, la contrainte peut être également réduite de façon significative en augmentant la surface fonctionnelle S sur lesquelles les forces sont appliquées en plaçant plus d’implants.

La largeur de l’implant permet également de décroitre la contrainte par l’augmentation de la surface fonctionnelle S. Une augmentation de 0.5mm en diamètre permet une augmentation de la surface de 10-15%. Dans la mesure où les contraintes sont concentrées au niveau crestal, la largeur a plus d’impact que l’augmentation de la longueur. Des implants larges sont préconisés pour de l’os D4. Cela peut néanmoins nécessiter une augmentation volumique.

Une façon de réduire la charge biomécanique sur les implants est d’adapter la stratégie prothétique. La solidarisation de 5 implants permet de distribuer les forces occlusales et de réduire les contraintes maximales locales.

Le choix du matériau des armatures est également une stratégie efficace. Les articles scientifiques [10] corroborent le fait qu’outre la résistance mécanique, d‘autres propriétés mécaniques contribuent à la survie des reconstructions implanto-portées. Ces dernières étant sujet à des complications techniques en raison de l’absence de ligament parodontal et d’un comportement biomécanique critique.

Il est recommandé d’utiliser des matériaux avec un faible module élastique pour l’absorption des forces de compression et à la distribution des contraintes [10], [11] tel que le Zantex™. Ces propriétés mécaniques optimisées entraine une réduction de la transmission des contraintes sur l’os péri-implantaire notamment crestal [11], [12].

Dès lors que la situation clinique est difficile [10], il est fondamental d’utiliser ces stratégies prothétiques.

Le protocole d’implantation a également une influence significative pour améliorer la stabilité primaire,

L’une des techniques chirurgicales proposées est la technique de forage sous-dimensionné. Elle consiste à optimiser localement la densité osseuse en utilisant un diamètre de forage final considérablement plus petit que le diamètre de l’implant [13]. De cette façon, un ajustement ostéocompressif entre la surface de l’implant et le lit osseux est obtenu.

La technique de l’ostéotome consiste quant à elle, de préparer un trou pilote de petite taille, puis de comprimer le tissu osseux latéralement et apicalement à l’aide d’un écarteur ou d’un instrument en forme d’implant [14]. La compression est indirecte comparée à la technique de sous-forage qui est directe.

En plus des techniques conventionnelles de préparation chirurgicale, la chirurgie osseuse piézoélectrique offre une technique alternative de pose d’implants par ultrasons. Actuellement, l’effet des ultrasons est largement étudié dans divers domaines de la médecine : en orthopédie, ils sont utilisés pour accélérer la guérison des fractures osseuses et des lésions ligamentaires en favorisant la prolifération cellulaire et la synthèse de la matrice osseuse. Les premiers rapports cliniques sont prometteurs en termes de précision et de sécurité [15].

L’approche de Victory se base sur les dernières avancées scientifiques pour une gestion optimale des acteurs de la stabilité (cf. figure 12). Cette gestion s’appuie sur le principe suivant :

« Les spécificités du site implantaire doivent conditionner le plan de traitement »

Il s’agit dans un premier temps, d’évaluer les spécificités du site implantaire notamment la quantité osseuse disponible, la densité osseuse, l’épaisseur de la corticale et sa vascularisation. Cette évaluation passe par une analyse fine du site implantaire.

Dans un second temps il s’agit d’optimiser la qualité et la quantité osseuse par stimulation métabolique notamment par l’utilisation de l’ostéotenseur® rotatif ou manuel.

Et enfin, la stratégie consiste à adapter l’implant et le protocole d’implantation en fonction des spécificités du site implantaire.

L’analyse du site implantaire se fait par un examen visuel de la crête, un examen radiographique et/ou cone beam pouvant être complété par une sensation tactile avec un foret d’amorce et avec l’ostéotenseur®. En effet, ce dernier peut s’utiliser comme une sonde transpariétale destinée à vérifier la qualité initiale du futur site osseux receveur (type D1, D2, D3, D4). Cela rassure le patient et fiabilise le futur geste chirurgical du praticien. L’Ostéotenseur® peut avantageusement être utilisé à la fois comme sonde surfacique et comme profondimètre transmatriciel. Il permet de vérifier l’adéquation des données de densités osseuses avec les relevés radiographiques et la reconstruction stéréolithographique.

Cette optimisation est indiquée chaque fois que l’analyse radiologique montre un os de qualité inadéquate, soit parce qu’il est trop fragile (type D4) soit, au contraire, trop dense (type D1) (cf. figure 13).

L’optimisation du site implantaire par l’Ostéotenseur® s’explique par la mise en place de microtraumatismes ciblés, programmés et calibrés pré-implantologiques permettant d’initier l’ostéogénèse naturelle. Il permet ainsi d’obtenir des fonctions biomécaniques de l’os requises pour une implantologie reproductible, pérenne et sans risque pour le patient.

En cas d’os de type D4, le passage de l’Ostéotenseur® manuel permet de le transformer en os D2 actif au bout de 45 à 90 jours. Plusieurs impacts sont nécessaires pour couvrir l’ensemble des zones d’intérêts et doivent être espacés d’au moins 2mm. Cette technologie exclusive permet de densifier et consolider considérablement la matrice osseuse initiale par la formation de cals osseux réactionnels.

A l’opposé, un os cicatriciel hyper dense D1 sera rendu plus souple par l’ostéotenseur® rotatif. Au bout des 21 jours, l’os de type D1 sera transformé en type II actif, ce moment marque la fin de la phase catabolique post-traumatique.

Dans la région sous sinusienne, l’Ostéotenseur® manuelle ou rotatif peut être utilisé pour faire une augmentation volumique au niveau sous sinusien. En effet, l’ostéotenseur en traversant la membrane de Schneider, va provoquer un saignement entre la membrane et le plancher du sinus.

Le caillot ainsi formé va s’amplifier in situ, provoquant une augmentation du site osseux concerné en 45 jours. Le gain varie de 2 à 8 mm.

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  ➔ Pour en savoir plus sur la technologie Ostéotenseur®

Et enfin, il s’agit d’adapter l’implant et le protocole d’implantation en fonction des spécificités du site implantaire. Pour cela Victory a développé des protocoles de chirurgie simplifiés avec une gestion des densités osseuses spécifique à chaque implant. Ce développement passe notamment par la conception de forets à étages spécifiques à chaque implant avec un taux de compression en fonction de la densité osseuse comparé au protocole d’insertion classique (cf. figure 14 et 15). Le taux de compression est défini de la manière suivante :

Les protocoles avec les outils classiques ne donnent qu’une maitrise subjective de la rétention primaire avec des taux de compression aléatoires pouvant être très faibles jusqu’à 0%.

Le tableau 5 présente les résultats de couple d’insertion dans des essences de bois pour simuler les densité osseuses. Les résultats confirment la stratégie d’augmenter le taux de compression en fonction de la densité pour maintenir un couple d’insertion stable. En effet l’insertion de l’implant OF1 avec un foret D4 sur du pin (simulant l’os D4) donne un taux de compression de 36.6% et un couple d’insertion de 90N.cm. Le foret D2/D3, donne un couple d’insertion de 92N.cm dans de la mélèze (os D2/D3)  et le foret D1, 105N.cm dans du chêne (os D1). Le tableau montre également la variation de couple d’insertion lorsque le taux de compression n’est pas adapté à la densité osseuse ; perte néfaste de 12N.cm avec l’utilisation d’un foret D1 sur une simulation d’os D2/D3 et augmentation néfaste de 28N.cm avec l’utilisation d’un foret D4 sur une simulation d’os D2/D3.

Le tableau 6 présente les résultats de couple d’insertion dans des mandibule de porc. On observe une diminution du couple d’insertion fonction du taux de compression, la variabilité provient de la non-distinction des densités osseuses au préalable.