Résistance de connexions implantaires du système REPLACE (Nobel Biocare) à l'application de forces de fatigue

Thesis

Reference

Résistance de connexions implantaires du système REPLACE (Nobel Biocare) à l'application de forces de fatigue

JAQUET, Robin

Abstract

Dans le cadre du développement mécanique des interfaces implants/supra-structures, cette étude a pour objectif de tester la résistance de 5 connexions du Système implantaire Replace Select (Nobel Biocare) en fatigue rotationnelle reproduisant ainsi l'incidence multi-vectorielle et répétitive des forces actives en bouche. Elle a également pour but de déterminer si la partie anti-rotationnelle de la connexion participe à la résistance et de comparer les résultats avec ceux obtenus lors d'une précédente étude sur d'autres connexions implantaires. Les résultats indiquent que la résistance à la fatigue des piliers en céramique et du pilier Multi-Unit est approximativement 20% inférieure à celle du pilier Easy Abutment, ce dernier présentant une résistance 20% supérieure à celle de son équivalent dans le système Straumann. Par ailleurs, il est démontré que le mécanisme anti-rotationnel de la connexion ne participe pas de manière significative à la résistance mécanique.

JAQUET, Robin. Résistance de connexions implantaires du système REPLACE (Nobel Biocare) à l'application de forces de fatigue. Thèse de doctorat : Univ. Genève, 2011, no.

Méd. dent. 702

URN : urn:nbn:ch:unige-168164

DOI : 10.13097/archive-ouverte/unige:16816

Available at:

http://archive-ouverte.unige.ch/unige:16816

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Section de Médecine Dentaire

Division de Prothèse Conjointe et Occlusodontie

Thèse préparée sous la direction du Docteur H.W. Anselm Wiskott et du Professeur Urs C. Belser.

Résistance de connexions implantaires du système REPLACE (Nobel Biocare) à l’application de forces de fatigue

Thèse

Présentée à la Faculté de Médecine de l’Université de Genève

pour obtenir le grade de Docteur en Médecine Dentaire

par

Robin Guillaume JAQUET

De

La Chaux-de-Fonds - NE

Thèse n° 702

GENEVE

Tout d’abord, je souhaite exprimer mes remerciements au Dr. PD H.W. Anselm Wiskott pour sa disponibilité, son soutient et l’apport de ses connaissances dans le domaine des biomatériaux dentaires.

Cette thèse a pu être réalisée grâce la participation de Monsieur Cyrille Jaquet (Service Technique du Centre Médical Universitaire, Université de Genève), ce dernier ayant réalisé toutes les pièces annexes permettant l’adaptation des échantillons sur la « machine de fatigue ».

Je voudrais également adresser mes remerciements à :

- Madame Marie-Claude Reymond (Division de Cariologie et Endodontie, Prof. I. Krejci, Université de Genève) pour son aide lors de la prise d’images au microscope à balayage électronique.

- Dr. Suzanne Scherrer (Division de Prothèse conjointe et occlusodontie, Prof. U. Belser Université de Genève) pour sa contribution à l’analyse des clichés résultants du microscope à balayage électronique ainsi que pour l’apport de ses connaissances dans le domaine de la fractographie.

Table des Matières

1- Résumé ⁴

2- Introduction ⁵

3- Matériel et Méthodes ¹¹

3-1 Dispositif expérimental

11

3-2

Les implants 13

3-3

Les suprastructures 14

3-4 Nombre de cycles (durée du test) 17

3-5 Procédure expérimentale et analyse des données 18

3-6 Analyse statistique 23

4- Résultats 24

4-1 Résultats en fatigue rotationnelle

24

4-2 Analyse au microscope à balyage électronique

27

5- Discussion 37

5-1 Résistance à la fatigue des composants

37

5-2 Principes du test

39

6- Conclusions – Implications Cliniques ⁴¹

7- Références ⁴²

Résistance de connexions implantaires du système REPLACE (Nobel Biocare) à l’application de forces de fatigue.

1- Résumé

La majorité des échecs mécaniques dans le domaine implantaire sont attribués à un processus nommé fatigue qui voit son stade ultime arriver après plusieurs années de contraintes. En effet, à partir d’un point de faiblesse, l’application d’un stress répétitif crée l’émergence, puis la propagation d’une fissure, conduisant à la fracture du matériau. La recherche dans ce domaine vise donc à mieux caractériser ces biomatériaux, puis tester et optimiser les types de connexions possibles.

Dans le cadre du développement mécanique des interfaces implants/supra-structures, l’objectif de cette étude est de tester la résistance de 5 connexions du Système implantaire Replace Select (Nobel Biocare) (Easy abutment, Easy abutment sans mécanisme anti-rotationnel, Multi-unit abutment, Alumina abutment, Zirconia abutment) à l’application de forces de fatigue rotationnelle. Cette étude a aussi pour but de déterminer si la partie anti-rotationnelle de la connexion participe à la résistance et de comparer les résultats avec ceux obtenus lors d’une précédente étude portant sur le système implantaire Straumann.

Le dispositif expérimental a pour objectifs de soumettre les connexions implantaires à des contraintes répétitives (forces de fatigue) en reproduisant l’incidence multi-vectorielle des forces actives en bouche.

Par une de leur extrémité, les échantillons (implant/supra-structure) sont mis en rotation selon leur axe ; par l’autre extrémité ils sont liés à une charge orientée perpendiculairement à leur axe par l’intermédiaire d’un roulement-à-bille et sont ainsi soumis à des cycles tension-compression qui provoquent, en fonction de la force appliquée, la fracture des connexions. Le but de l’expérience est de déterminer la force avec laquelle 50% des échantillons résistent (et 50% fracturent) après 10⁶ cycles et définir ainsi la limite d’endurance des connexions.

Les résultats obtenus sont les suivants : 1) La résistance à la fatigue des piliers en céramique (Alumina

& Zirconia) et du pilier Multi-Unit est approximativement 20% inférieure à celle des piliers Easy Abutment, tout en restant à un niveau comparable à celle observée sur les piliers pleins du système Straumann. 2) Le mécanisme anti-rotationnel ne participe pas de manière significative à la résistance mécanique. 3) La résistance à la fatigue du pilier Easy Abutment est environ 20% supérieure à celle de son équivalent dans le système Straumann.

2- Introduction

Longtemps, la perte des dents a été considérée comme une fatalité liée à l’âge. Cette édentation

« inéluctable » entraînait rapidement un préjudice fonctionnel et esthétique. Les tentatives de réhabilitation des arcades dentaires existent depuis fort longtemps. L’Egypte ancienne, le monde étrusque, romain, gallo-romain, les Maures espagnols, l’ère précolombienne nous fournissent des exemples rares mais réels de matériaux de substitution placés dans des alvéoles dentaires : ivoire, dent de bovins, bois et métaux divers… Le XIXe siècle connaitra de nombreuses tentatives (dents naturelles, divers alliages) sans grand succès. Le XXe siècle sera déterminant : le développement de la radiologie permettant l’évaluation in-vivo de l’anatomie associée à une meilleure connaissance des matériaux sera le point de départ de l’implantologie moderne. Dans les années 50, le chirurgien suédois Per-Igvar Bränemark découvre un peu par hasard lors d’une étude sur le flux sanguin à l’intérieur d’os de lapins que le titane peut se lier de manière étroite à l’os¹. Cette découverte marque le commencement de l’implantologie moderne et en 1965, les premiers implants endo-osseux en forme de vis en titane sont réalisés. Depuis les années 80, la technique s’est diffusée dans le monde entier et fait ses preuves sur des milliers de patients. A l’heure actuelle les implants dentaires se sont imposés comme des éléments incontournables pour les réhabilitations des maxillaires édentés. En considérant qu’un implant est en quelque sorte une racine dentaire artificielle, les indications sont de ce fait multiples ; remplacement d’une dent unitaire (couronne), de plusieurs dents (pont) ou d’un maxillaire complet (prothèse complète sur implants), point de fixation pour divers ancrages (bouton-pression, barres, locators), etc…

Dans la pratique quotidienne de l’implantologie orale, les échecs implantaires représentent un événement rare mais extrêmement désagréable tant pour le patient que pour le praticien ; En effet, suivant le type de complication, une ré-intervention chirurgicale délicate peut-être rendue nécessaire.

D’autre part, les implants étant liés à des structures prothétiques, chaque échec engendre inévitablement des frais conséquents (honoraires de médecin-dentiste, frais de matériel, frais de laboratoire). Ainsi, l’analyse des complications liées aux implants dentaires apparait actuellement comme un élément important permettant l’évolution des systèmes implantaires et la révision des protocoles chirurgicaux et prothétiques. La compréhension des complications permet également de préciser les indications et d’améliorer le maintient à long terme des implants. En 1970, Schwartz introduit le concept d’échecs « biologiques » vs « mécaniques », faisant respectivement référence à l’organe dentaire (parodonte inclus) et aux structures prothétiques « dento-portées »². Suivant le même

présentent des données utilisables concernant les succès/échecs implantaires³ ; il relate ainsi les différents types de complications rapportées dans la littérature :

1) Complications cliniques : Implants perdus (en fonction de la localisation, du type de prothèse, de la qualité de l’os, de la longueur des implants et du temps après insertion), complications chirurgicales, complications au niveau des tissus péri-implantaires.

2) Complications mécaniques : Fractures des implants, fractures/dévissages des vis.

Concernant les complications mécaniques, il apparaît que tous les composants de ces structures prothétiques (implants, piliers, vis de connexions) sont susceptibles de se fracturer^{4, 5}. La littérature présente des études rapportant des taux d’échecs implantaires allant de 0.1%⁶ - 0.6%⁷ à 2.7%⁸ - 3.5%⁹. Une revue systématique démontre un taux de fracture implantaire de 0.4% à 5ans et de 1.8% à 10 ans¹⁰. Concernant les vis des connexions implants/supra-structures, il est très difficile d’obtenir des revues systématiques estimant les pourcentages d’échecs en raison de l’hétérogénéité des applications cliniques (prothèses fixes/amovible, restaurations unitaires/ponts), de la variabilité de la durée de l’évaluation clinique et de la diversité des systèmes existants. Néanmoins, une étude étendue indique une « incidence moyenne » de fracture de vis prothétiques de 4% pour les vis « simples » et de 2%

pour les vis de « piliers »¹¹. Une étude clinique plus récente réalisée sur les composants du système Straumann indique une absence de fracture de vis prothétiques sur une période de 8 à 12 ans¹².

A part lors d’événement particuliers et inattendus comme les accidents ou la mastication sur un objet très dur (plomb de chasse par exemple), il est très rare d’observer des fractures de composants implantaires prothétiques suite à un cycle masticatoire unique et intense ; la majorité des échecs mécaniques sont attribués à un processus nommé fatigue qui voit son stade ultime arriver après plusieurs années de contraintes. Une illustration classique de l'endommagement par fatigue est la consultation du patient en urgence pour une fracture "spontanée" d'une restauration prothétique après un certain nombre d'années de service. En effet, les fractures se produisent en règle générale après un très grand nombre de cycles masticatoires, ce qui laisse supposer qu’un petit défaut de surface d’un composant peut progressivement initialiser une fissure. Cette dernière, sous l’effet des contraintes répétitives imposées par la mastication, va se propager pour atteindre une taille critique conduisant inéluctablement à la fracture de la structure¹³. Par ailleurs, il est important d’ajouter que la mastication impose au niveau des dents des forces qui ont non seulement une composante verticale, mais aussi horizontale^{14, 15} (figure-1). Si l’on peut aisément imaginer que la hauteur occluso-apicale des structures prothétiques n’influence pas la résistance de ces dernières en considérant la composante verticale des forces, il en est tout autre pour la composante horizontale ; en effet, cette dernière est bien plus

préjudiciables en raison de la plus faible résistance des connexions à la tension et aux forces de cisaillement, qui elles-mêmes sont accentuées par le moment de force engendré par la hauteur occluso-apicale des structures prothétiques^{16, 17}. En conséquence, si l’on veut créer au laboratoire une situation dynamique comparable à celle existant en bouche, le test de laboratoire doit reproduire la nature répétitive et multi-vectorielle des forces intra-orales ; les échantillons doivent être dimensionnés

« verticalement » de manière comparable aux dents naturelles.

Figure-1. Graf H, Geering AH. Rationale for clinical application of different occlusal philosophies.

(Oral Sci Rev 1977 ;10 :1-10)¹³. Illustration de l’incidence multi-vectorielle des forces imposées par la mastication (composantes axiales et horizontales).

Dans la 2^ème moitié du XVIIIe siècle, Auguste Wöhler, ingénieur allemand spécialisé dans la fatigue des métaux, représente graphiquement le nombre de cycles menant à la rupture d’un matériau en fonction de la contrainte appliquée (courbe de Wöhler) ; en effet, suite a de nombreux accidents dans le domaine des chemins de fer qui s’étaient produits par rupture des essieux, Wöhler mit en évidence le fait que la charge de rupture cyclique d’un matériau est inférieure à sa charge de rupture statique. Le

test laboratoire introduit par Wöhler pour le développement de nouveaux alliages pour les essieux de chemins de fer permet de soumettre des échantillons à des contraintes répétitives et multi- vectorielles¹⁸. Ce test consiste à fixer un échantillon par l’une de ses extrémités, appliquer une force à l’autre extrémité, puis le mettre en rotation selon son propre axe. Cette procédure génère un champ de forces de 360 degrés en tension et en compression autour de l’échantillon, reproduisant ainsi la situation que l’on peut observer dans l’environnement dentaire. Si l’on représente graphiquement la contrainte imposée (=stress), il apparait que cette dernière a un profil « sinusoïdal » (figure-2). Ce type de dispositif expérimental a déjà été utilisé pour l’analyse de la résistance à la fatigue de structures prothétiques dentaires et implantaires^{19, 20} ainsi que pour celle de matériaux à base de résines composites et acryliques²¹. Des interfaces adhésives entre substance dentaire et biomatériaux dentaires ont également été évaluées avec cette méthode²².

Applied stress [S] _{one stress} cycle

S_a S_max

S_min

S_m

time 0

S = _max 0

compression tension

0

Applied stress [S]

compressive stresses

alternating stresses

tensile stresses

S = _m 0 S = _min 0

time Figure-2. Représentation graphique d’un essai en fatigue rotationnelle ; profil sinusoïdal avec alternance de forces en tension et en compression. Paramètres du stress (S) : pré-stress (Sm), Stress amplitude (Sa).

Le comportement des matériaux soumis à des forces de fatigue est traditionnellement représenté à l’aide d’un diagramme S-N (ou courbe de Wohler). Le stress (S) (=contrainte) est représenté en ordonnée, alors que l’abscisse indique le nombre de cycles subis jusqu’à la rupture du matériau (N) ²³. La limite de fatigue d’un matériau se définit par le niveau de contrainte en-dessous duquel un nombre infini de cycles de fatigue peut être maintenu sans provoquer la rupture du matériau¹³. La figure-3 représente les courbes de fatigue pour 2 matériaux différents. Le matériau A possède une limite de fatigue bien délimitée (aplatissement de la courbe) en-dessous de laquelle le matériau résistera et sera considéré comme sûr. Le matériau B par contre ne possède pas de limite de fatigue, sa courbe de fatigue diminuant en fonction du nombre de cycles appliqués, indique une dégradation continue dans le temps. Pour obtenir ce type de diagramme, il faut en règle générale soumettre les matériaux testés à un nombre de cycles excédant les 10⁷ ou 10⁸ cycles.

Pour des applications telles que l’analyse du comportement des structures prothétiques dentaires soumises à des forces de fatigue où un nombre prédéterminé de cycles est escompté, la réalisation d’un diagramme S-N « complet » n’est sûrement pas l’approche la plus efficace. Afin de se concentrer sur la zone du diagramme cliniquement intéressante, il est donc préférable de définir arbitrairement un nombre précis de cycles pour lesquels la résistance à la fatigue du composant sera déterminée²⁴. Plusieurs techniques, basées sur des données expérimentales de type « binaires » (réussite ou échec), sont indiquées pour ce type d’analyse²⁵. Pour avoir une estimation fiable de la résistance à la fatigue, ces dernières nécessitent un nombre important d’échantillons. La « Probit (probability unit) analysis »²⁶ est usuellement considéré comme la méthode permettant d’atteindre la plus grande précision ; malheureusement, cette dernière impose l’utilisation d’un très grand nombre d’échantillons (au-delà de 50) et un traitement numérique important. Comme alternative, la « Staircase analysis »²⁷ est une procédure simplifiée qui consiste à tester les échantillons en série (environ 15 par configuration testée).

C’est cette dernière méthode qui a été utilisée pour notre étude.

Figure-3. Forme générale d’un diagramme S-N, où S=amplitude de contrainte (Stress) et N=nombre de cycles jusqu’à rupture. Courbe A : matériau avec limite de fatigue. Courbe B : matériau sans limite de fatigue.

Dans le cadre du développement mécanique des interfaces implants/supra-structures, le principe de cette étude est de soumettre des connexions du système implantaire Replace Select (Nobel Biocare, Göteborg, Sweden) à des forces de fatigue rotationnelle avec pour objectif de :

1) Comparer les limites d’endurance de 4 types de supra-structures (Easy Abutment, Multi-Unit Abutment, Esthetic Alumina Abutment et Esthetic Zirconia Abutment).

2) Déterminer si le mécanisme anti-rotationnel des connexions précitées participe à la résistance à la fatigue.

3) Comparer les résultats avec ceux obtenus lors d’une précédente étude portant sur des supra- structures du système implantaire Straumann²⁸.

3- Matériel et Méthode

Dispositif expérimental

Ce dispositif expérimental a déjà été utilisé dans plusieurs autres études^{24, 28, 29}. Il a pour objectifs de soumettre les connexions implantaires testées à des contraintes répétitives (forces de fatigue) en reproduisant l’incidence multi-vectorielle des forces actives en bouche.

La « machine de fatigue » utilisée possède un moteur électrique qui, par l’intermédiaire de poulies, met en rotation une pièce munie d’un serrage rapide (vitesse de rotation= 1000 tours/minute); les échantillons (implant/supra-structure/restauration) y sont fixés par leur extrémité « implantaire », les mettant ainsi en rotation selon leur axe longitudinal. Le serrage se bloque sur l’implant au niveau même où l’os devrait se situer cliniquement. A l’extrémité opposée de l’échantillon, un poids (Pb-Zn) est suspendu par l’intermédiaire d’un roulement à bille et d’un ressort à une structure faisant office

« d’analogue de restauration »; une force est ainsi appliquée perpendiculairement à l’axe de l’échantillon créant, grâce à la rotation, une contrainte sinusoïdale (« multi-vectorielle »). Avec ce dispositif, la connexion est soumise alternativement à des forces de tension ou de compression, générant ainsi un champ de forces similaire à celui agissant sur un secteur latéral d’une arcade dentaire. La figure-4 illustre le principe du dispositif expérimental.

Ce principe de cycles tension-compression auxquels les échantillons sont soumis provoque, en fonction de la force appliquée, la fracture des connexions testées. Le but de l’expérience est de déterminer la force avec laquelle 50% des échantillons résistent (et 50% fracturent) après 10⁶ cycles.

Afin d’établir un comparatif entre les différentes connexions et les résultats d’autres études, il est impératif d’assurer une distance (bras de levier) constante entre le point de fixation de l’implant (niveau osseux ») et le point d’application de la force (centre du roulement à bille). La longueur du bras de levier déterminée lors d’une précédente étude (Wiskott, Pavone²⁸) est de 11.3 mm.

L’expérience s’est déroulée de la manière suivante : 1 implant et 5 supra-structures différentes ont été sélectionnées au sein des composants proposés par le système Replace (Nobel Biocare). Ceci a permis de définir 5 groupes (A, B, C, D, E) étant tous caractérisés par une supra-structure différente.

Chacun des groupes comporte 30 échantillons.

Figure-4. Dispositif expérimental pour test de fatigue rotationnelle. (A) Toutes les pièces sont alignées selon un seul axe. (B) Les pièces assemblées sont mises en rotation selon leur axe et la charge est appliquée perpendiculairement à ce dernier. Le bras de levier est dimensionné à 11.3mm. (C) La contrainte développée sur l’échantillon suite à la mise en rotation de ce dernier est « sinusoïdale » (alternance de forces de tension et de compression).

Les connexions des supra-structures avec les implants ont été réalisées selon les indications du fabriquant pour la pratique clinique : les supra-structures ont été vissées sur les implants avec un couple de 35Ncm. Dans les groupes A-B-D-E, les pièces faisant office « d’analogue de restauration » permettant la fixation des roulements à bille et des charges ont été collées aux supra-structures à l’aide d’un ciment à base de résine composite dual (Variolink II ; Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein).

Dans le groupe C, les analogues de restauration ont été vissés avec un couple de 15Ncm à l’aide des vis prévues à cet effet Les échantillons ainsi formés ont été soumis à des contraintes cycliques (fatigue rotationnelle). Les éléments fracturés ont fait l’objet d’observations et de photographies à l’aide d’un microscope à balayage électronique (MEB).

Les implants

L’objectif de cette étude est d’évaluer la résistance d’une sélection de connections du système implantaire Replace Select ^TM (Nobel Biocare AB, Gothenburg, Sweden). A cet effet, l’implant Replace Select Straight TiU Regular Platform (article N°28954) a été utilisé. L’implant en titane présente une surface poreuse oxydée (Ti-Unite), une longueur de 15mm et un diamètre de 4.3mm. Le design de la connexion est caractérisé par surface plate externe perpendiculaire à l’axe de l’implant. Au centre de l’implant, la stabilité anti-rotationnelle est assurée par 3 rainures verticales semi-circulaires (i.e. cams).

La connexion interne se prolonge apicalement sur 4mm par une cavité cylindrique de 2.7mm de diamètre, puis par un filetage M2. La figure-5 présente les spécifications de l’implant et de sa connexion interne. La table-1 énumère les lots utilisés lors de cette étude.

Lors du test de fatigue rotationnelle, les implants sont fixés au dispositif entraînant la rotation par l’intermédiaire de trois mords métalliques en acier. Ce procédé seul, génèrerait sur les échantillons des concentrations de stress à l’interface avec les « grips », pouvant ainsi produire une fracture du corps de l’implant qui n’est jamais observée cliniquement, donc non significative. L’implant est donc « vissé » dans un tube en aluminium avant d’être fixé au dispositif expérimental, permettant ainsi de répartir les contraintes imposées par le serrage sur toute la surface de l’implant. Les tubes en aluminium ont une épaisseur de 1mm et présentent une ouverture longitudinale de 0.5mm assurant une certaine élasticité lors du serrage.

Figure-5. Spécifications et dimensions de l’implant Replace-Select et de la partie interne de sa connexion.

Les supra-structures

Les cinq supra-structures testées sont représentées schématiquement dans la figure-6 (groupes A-B-C- D-E). Les lots utilisés sont énumérés dans la table-1.

A) Easy Abutment (figure 6a). L’Easy Abutment (article N°29471) est un moignon conique en titane possédant trois rainures verticales. Celui-ci possède une hauteur de 6.5mm et un épaulement situé 1.5mm au-dessus du col de l’implant. Ce moignon est fixé à l’implant par une vis en titane pur (Torq Tite) serrée avec un couple de 35 Ncm. Dans sa portion apicale, le moignon possède un mécanisme anti-rotationnel formé par 3 cames et d’un cylindre central pour le passage de la vis, reproduisant ainsi en négatif la configuration de la connexion interne de l’implant. Ce moignon est utilisé pour des restaurations céramo-métalliques scellées.

B) Easy Abutment avec ablation du mécanisme anti-rotationnel (figure 6b). Afin de tester l’hypothèse que le mécanisme anti-rotationnel ne participe pas à la résistance mécanique du moignon, celui-ci a été précautionneusement éliminé sous microscope grâce à une décolleteuse (Schaublin 102, Bevillard, Suisse). Après ablation des cames, afin de prévenir tout contact avec l’implant, le cylindre résiduel a été réduit à une longueur de 1mm (au lieu de 4mm initialement) et un diamètre 2.4mm (au lieu de 2.7mm initialement). Une élimination complète de ce mécanisme n’a pas été possible, car le cylindre central participe à la rétention de la tête de la vis assurant la fixation du moignon.

C) Multi-Unit Abutment (figure 6c). Le Multi-Unit Abutment est une structure courte utilisée pour la fixation par vissage des restaurations. Sa face supérieure, hexagonale, présente une ouverture permettant le passage de la vis servant à la rétention de ce pilier dans l’implant (couple de serrage de 35Ncm). Cette même vis possède au niveau de sa tête un filetage M1.5. La reconstruction définitive vient se fixer, par l’intermédiaire d’une petite vis en titane (Prosthetic Screw Multi-Unit, article N°29285) dans la tête de la vis précédemment décrite avec un couple de serrage de 15Ncm et se stabilise grâce à l’effet anti-rotationnel imposé par l’hexagone externe du Multi-Unit. La plate-forme du Multi-Unit Abutment utilisé dans notre étude se situe 1mm au-dessus du col de l’implant (article N°29199).

D) Esthetic Alumina Abutment (figure 6d). L’Esthetic Alumina Abutment (article N° 29256) est un moignon conique d’une hauteur de 9 mm essentiellement utilisé pour les restaurations entièrement céramique scellées. Ce moignon se compose de deux parties chassées l’une dans l’autre : la première que l’on qualifiera d’ « interne » est en titane et est similaire à celle du Easy Abutment (présence d’un cylindre central pour le passage de la vis et de cames). La seconde, dite « externe » est en oxyde d’alumine ; elle se caractérise par un épaulement asymétrique qui induit une section « ovale » du moignon à son extrémité coronaire. La fabrication d’analogues de restaurations requiert ainsi des mesures compliquées. Tout comme l’Easy Abutment, ce moignon est fixé à l’implant par une vis en titane pur (Torq Tite) serrée avec un couple de 35Ncm.

E) Esthetic Zirconia Abutment (figure 3e). L’Esthetic Zirconia Abutment (article N°30918) possède un design identique à celui de l’Esthetic Alumina Abutment. Il diffère de ce dernier par le fait que l’oxyde d’alumine est remplacée par de l’oxyde de zirconium. Ce moignon est également utilisé pour les restaurations entièrement céramiques scellées.

Table-1. Matériel : Numéro d’article, description de l’article et numéro de lot.

Nr. article Description de l’article Numéros de lots

28954 Replace Select Straight TiU RP 4.3x15mm Lot N° : 645613 Lot N° : 648888 Lot N° : 649801 Lot N° : 649914

29471 Easy Abutment Select RP 1.5mm Lot N° : 362860

Lot N° : 357155 Lot N° : 366218

29199 Multi-Unit Abutment Select RP 1mm Lot N° : 645352 Lot N° : 650488

29285 Prosthetic Screw Multi-Unit Lot N° : 645488

Lot N° : 646158 Lot N° : 650062

29256 Esthetic Alumina Abutment Select RP 1mm Lot N° : 643273 Lot N° : 650469 Lot N° : 650708

30918 Esthetic Zirconia Abutment Select RP 1mm Lot N° : 640998 Lot N° : 641446

Figure-6. Représentation schématique des 5 supra-structures testées : (a) Easy Abutment, (b) Easy Abutment avec élimination du mécanisme anti-rotationnel, (c) Multi-Unit Abutment, (d) Esthetic Alumina Abutment, (e) Esthetic Zirconia Abutment.

Nombre de cycles et fréquence (durée du test)

Afin de définir un nombre de cycles tension-compression significatif pouvant être associé à la vie d’une structure dentaire, l’estimation suivante peut être calculée : En estimant un nombre de 3 périodes de mastication journalières de 15 minutes à une fréquence de 60 cycles par minute (1 Hz), un individu atteint en moyenne 2700 cycles masticatoires par jour, valeur pouvant être extrapolée à 10⁶ cycles par an³⁰. Si l’on considère que la demi-vie d’une restauration fixe est estimée à 20 ans³¹, cette structure aura subi 2x10⁷ cycles de stress pendant cette période. Conventionnellement, on peut prétendre que chaque cycle n’est pas « actif » (n’applique pas un stress maximal à la structure), par conséquent le total de 2x10⁷ cycles de mastications précédemment calculé peut être diminué d’un facteur variant entre 5 et 20 si l’on veut obtenir une valeur réaliste. Pour les tests de fatigue appliqués à la sphère buccale, il paraît donc raisonnable de soumettre les échantillons à un minimum de 10⁶ cycles.

Concernant la fréquence des cycles, 1 Hz pour 10⁶ cycles induirait une procédure d’environ 11 jours par échantillon, ce qui rallongerait considérablement le déroulement de l’étude. C’est pourquoi une fréquence de 16.7 Hz qui correspond à 1000 tours par minute a été choisie. Il faut toutefois préciser qu’une telle fréquence, comparativement à la situation clinique, peut influencer le résultat des tests.

Procédure expérimentale et analyse des données

Durant la phase expérimentale, pour chacun des 5 types d’échantillons, le modèle d’implant ainsi que la longueur du bras de levier (11.3mm) déterminant le point d’application de la force sont restés inchangés. Le design et les spécifications des composants des structures vissées sur les implants sont les seuls paramètres variant durant la procédure.

La procédure expérimentale impose que les échantillons soient testés en série ; ces derniers ont donc été soumis à une contrainte perpendiculaire à leur axe et mis en rotation à 1000 révolutions par minutes (rpm) (=16.7Hz) pendant un maximum de 10⁶ cycles. A la fin de cette période (10⁶ cycles), la procédure est interrompue et les échantillons sont examinés afin de déterminer s’ils sont intacts ou fracturés. Si l’échantillon a survécu à 10⁶ cycles il est considéré comme un « run out » (essai réussi) et l’échantillon suivant soumis à la contrainte sera chargé à la même charge que précédemment « plus » 5N. A l’inverse, si l’échantillon avait fracturé lors des 10⁶ cycles imposés, il était considéré comme un

« échec » et l’échantillon suivant était testé avec la même charge que précédemment « moins » 5N. Au fur et à mesure que le nombre d’échantillons testés augmente, un diagramme (charge / nombre de spécimen) (figure-7) formé d’alternances « haut-et-bas » caractéristique de la « staircase analysis » (Technique de l’escalier) se développe³². Le but de cette procédure est de déterminer à quelle charge imposée 50% des échantillons survivent à 10⁶ cycles et 50% fracturent (F50). Il est à préciser que les

« paliers de contraintes » (+/- 5N) ont été définis lors d’une précédente étude avec laquelle il est prévu de comparer nos résultats²⁸.

Dans notre étude, 30 échantillons étaient testés en série pour chacune des 5 supra-structures. Les premiers échantillons de chaque configuration ont été utilisés pour définir le niveau d’entrée dans la procédure.

A la fin de la procédure expérimentale, les résultats ont été reportés dans un premier temps dans un diagramme (figure-7) afin d’illustrer la « staircase procédure ». Dans un deuxième temps, ils ont été tabulés de la façon illustrée dans la table-2 afin d’extraire les valeurs A et B qui seront utilisées pour le

alcul de F50. c

Calcul de F50   

 =   +       

  C  

alcul de la déviation standard (SD) 

SD = 1.62     0.029   si       0.3 

F50 : Force avec laquelle 50% des échantillons survivent à 10⁶ cycles et 50% fracturent.

F0 : Force la plus faible avec laquelle une fracture intervient.

Fincr : Différentiel de force appliquée (en plus ou en moins) à chaque nouvel échantillon = 5N.

n : Σni (ni : nombre d’échec à chaque niveau de force).

A : Σini (i : niveau de force).

B : Σi²ni

Table-2. Arrangement des données pour la « Staircase Analyse ».

Easy Abutment Force appliquée

[N]

Degré de force (i)

Nombre d’échecs

(ni) ini I²ni

80 3 3 9 27 75 2 7 14 28 70 1 3 3 3 65 0 1 0 0

n = 14 A = 26 B = 58

Easy Abutment avec ablation du mécanisme anti-rotationnel

Force appliquée [N]

Degré de force (i)

Nombre d’échecs

(ni) ini I²ni

75 2 9 18 36 70 1 5 5 5 65 0 1 0 0

n = 15 A = 23 B = 41

n = Σni , A = Σini , B = Σi²ni

Multi-Unit Abutment Force appliquée

[N]

Degré de force (i)

Nombre d’échecs

(ni) ini I²ni

60 2 6 12 24 55 1 6 6 6 50 0 3 0 0

n = 15 A = 18 B = 30

n = Σni , A = Σini , B = Σi²ni

Esthetic Zirconia Abutment

Force appliquée [N]

Degré de force (i)

Nombre d’échecs

(ni) ini I²ni

65 2 3 6 12 60 1 8 8 8 55 0 4 0 0

n = 15 A = 14 B = 20

n = Σni , A = Σini , B = Σi²ni

Esthetic Alumina Abutment Force appliquée

[N]

Degré de force (i)

Nombre d’échecs

(ni) ini I²ni

65 3 3 9 27 60 2 6 12 24 55 1 4 4 4 50 0 1 0 0

n = 14 A = 25 B = 55

n = Σni , A = Σini , B = Σi²ni

Figure-7. Diagrammes illustrant la « staircase procédure » (technique de l’escalier) pour chacune des connexions testées. Les ronds représentent les essais réussis (run out) et les carrés les échecs (échantillons fracturés).

Analyse statistique

Afin de mettre en évidence des différences significatives entre les groupes, les forces moyennes obtenues (F50) ont été comparées avec un intervalle de confiance de 95% selon la méthode décrite par Collins³³. Les valeurs des intervalles de confiance qui se recoupaient étaient considérées comme équivalentes.

Plus de 150 échantillons ont été produits afin d’assurer le déroulement de l’étude. En effet, il a fallu dans un premier temps « calibrer » les échantillons pour faire en sorte que le modèle expérimental fonctionne de manière adéquate, c’est-à-dire exclure un autre mode de fracture que celui observé cliniquement. Par la suite, des échantillons supplémentaires ont été nécessaires pour définir de manière optimale les niveaux de force permettant de débuter la « staircase procédure ».

4- Résultats

Résultats en fatigue rotationnelle

Les valeurs moyennes de force avec laquelle 50% des échantillons résistent (et 50% fracturent) après 10⁶ cycles, les déviations standard et intervalles de confiance respectifs sont répertoriés dans la table-3 et exposés dans la figure-8. Les connexions présentent des F50 moyenne de respectivement 71.83N pour le Easy Abutment, 70.17N pour le Easy Abutment sans mécanisme anti-rotationnel, 53.50N pour le Multi-Unit Abutment, 57.17N pour le Esthetic Alumina Abutment et de 56.43N pour le Esthetic Zirconia Abutment.

Statistiquement, deux groupes ont été identifiés :

1) Easy abutment et Easy abutment sans mécanisme anti-rotationnel.

2) Multi-unit abutment, Alumina abutment, Zirconia abutment.

Le groupe 1 présente une F50 (force à laquelle 50% des échantillons fracturent avant 10⁶ cycles) de 70 à 72N, tandis que le groupe 2 se situe à une F50 de 53 à 58N.

Différents sites de fractures ont pu être observés suivant les types de connections testées :

Easy Abutment (figure 6a) : La vis en titane (Torq Tite) a toujours fracturé au niveau de la partie coronaire du filetage de l’implant (figure 5).

Easy Abutment avec ablation du mécanisme anti-rotationnel (figure 6b) : La vis en titane (Torq Tite) a fracturé, soit au niveau de la partie coronaire du filetage de l’implant, soit au niveau du col de l’implant (figure 5). Les images 1 et 2 illustrent ces niveaux de fractures.

Multi-Unit Abutment (figure 6c) : Les échecs se sont toujours manifestés par un arrachage de la petite vis en titane (Prosthetic Screw Multi-Unit) servant à la rétention de la couronne.

Esthetic Alumina Abutment (figure 6d) et Esthetic Zirconia Abutment (figure 6e) : Une dislocation entre les parties “métalliques” et “céramiques” du pilier suivie inconstamment par une fracture de la vis en titane (Torq Tite) au niveau du col de l’implant a été observée.

Image 1. Exemple de fracture de la vis au niveau de la partie coronaire du filetage de l’implant.

Table-3. Résistance à la Fatigue des Connections soumises au Test de Fatigue Rotationnelle.

F50 moyenne

[N] SD Intervalle de Confiance

--- Supérieur Inférieur

Easy Abutment 71.83 5.49 69.33 74.33

Easy Abutment avec ablation de

la connection interne 70.17 3.33

68.31 72.02 Multi-Unit Abutment 53.50 4.77 51.21 55.79 Esthetic Zirconia Abutment 57.17 3.98 54.95 59.38 Esthetic Alumina Abutment 56.43 6.23 53.66 59.20 F50 = force à laquelle 50% des échantillons fracturent avant 10⁶ cycles

Figure-8. Représentation graphique de la limite d’endurance (F50) des 5 connexions testées avec la déviation standard.

Analyse au microscope à balayage électronique

La fractographie consiste à étudier la topographie d'une surface de fracture, nous donnant ainsi des informations sur les forces en action qui ont amené le matériau à se rompre. Elle nous permet également d'identifier l'origine de la fissure, son cheminement de propagation ainsi que la zone de rupture finale.

Le type de fracture qui est le résultat de contraintes rotationnelles répétitives est connu sous le nom de

« fracture de fatigue ». Ce genre de fracture évolue généralement en 3 phases : 1) Initiation, 2) Propagation, 3) Rupture finale. Dans le cas du titane, la rupture ductile finale de la pièce en titane se fait suite à une sollicitation mécanique maximale qui va provoquer la coalescence de microcavitations dans la structure métallique. La fracture se fait en trois stages : a) nucléation, b) croissance, et c) coalescence de microcavitations le long du trajet de la fissure. Ces microcavitations ou microcupules (« dimples ») sont associées aux limites de grains (fracture intergranulaire), au niveau d’inclusions ou de phases secondaires (fracture transgranulaire). Les microcavitations seront plutôt allongées lors d’une rupture en cisaillement (mode II ou III) ou de tension en mode I, ou bien équiaxiales lors d’une rupture de tension pure³⁴.

Après fatigue rotationnelle, les pièces fracturées ont été observées au microscope optique et microscope à balayage. L’analyse de la surface de fracture pour le groupe A15 (15^ème échantillon de la série du pilier Easy Abutment) est illustrée sur les images 3-19 suivantes.

L’image 4 montre l’implant ainsi que le fragment de vis fracturée se trouvant à l’intérieur et indique que la rupture se situait au niveau de la 1^ère ou 2^ème spire de la vis en titane (image 3) ; l’image 5 montre l’autre partie de cet échantillon (pilier Multi-Unit avec partie coronaire de la vis en titane fracturée).

L’image 6 nous indique « topographiquement » les 3 phases caractérisant l’évolution d’une fracture de fatigue ; on repère, sur la surface de fracture, la zone de rupture finale de la vis et la direction de propagation de la fissure indiquée par les flèches.

Les images 7-15 montrent que la fissure s’est propagée dans cette pièce à travers les grains (transgranulaire) (images 7-13), mais également à l’interface des grains (intergranulaire) (image 14,15).

A fort grossissement, on reconnaît les microcavitations (images 15) en forme de nid d’abeille caractéristiques du mécanisme de fracture de la majorité des alliages métalliques. A très fort grossissement, des lignes fines de fractures (hackles) sont visibles (images 10,11).

Les images 7-13 indiquent que la propagation de la fissure se fait dans un plan perpendiculaire à l’axe de la vis et de manière concentrique. Les images 14 et 15 quant à elles montrent un changement de

signe d’une rupture en tension (mode I), indiquant la progression de la fissure dans un plan parallèle à l’axe de la vis.

Les images 16-18 montrent une transition abrupte entre présence de microcavitations et apparition de bandes de cisaillement ; cette zone en particulier indique le passage de la fracture en phase de rupture finale (ductile).

Image 3. Niveau de fracture de l’échantillon n°15 du groupe A (A15).

Image 5. Echantillon A15 : pilier Multi-Unit avec la 2^ème partie de la vis présente sur l’image 4.

Image 6. Direction de propagation.

Image 7. Zone indiquant le début de la phase de propagation (phase 2 de la fracture).

Image 9. Fissures transgranulaires à fort grossissement.

Image 10. Fissures transgranulaires et fines lignes de fissures.

Image 11. Fines lignes de fissures sur les facettes de fracture à très fort grossissement.

Image 12. Zone faisant partie de la phase de propagation.

Image 13. Fissures transgranulaires

Image 14. Zone indiquant un changement de direction de la propagation ; présence de microcavitations.

Image 15. Microcavitations à fort grossissement.

Image 17. Phase de rupture finale (III) ; transition entre bandes de cisaillement et microcavitations.

Image 18. Rupture finale : les bandes de cisaillement indiquent la direction de propagation.

5- Discussion

Résistance à la fatigue de composants

La fatigue est un processus qui, sous l’action de contraintes répétitives appliquées à un matériau, entraîne la formation puis la propagation de fissures conduisant à la fracture de la structure. Lorsqu’ils sont soumis à des contraintes cycliques inférieures à une valeur limite, certains matériaux (acier par ex.) vont se fracturer avec un délai infiniment long ; Cette valeur est appelée « limite de fatigue » du matériau. La Limite de fatigue peut être déterminée expérimentalement en appliquant un nombre croissant de cycles de fatigue (force constante) à des échantillons. Par ailleurs, il est aussi possible de déterminer la résistance à la fatigue d’un matériau pour un nombre de cycles prédéterminé ; On définit alors la « limite d’endurance » du matériau.

La procédure suivie dans notre étude avait pour but de déterminer la limite d’endurance des connections décrites précédemment avec 10⁶ cycles de contrainte. La géométrie complexe et variable des connections utilisées ainsi que l’estimation de la durée du test (10⁶ cycles) empêchent de présenter les résultats obtenus dans un référentiel universel. Les valeurs obtenues ne sont donc seulement valables qu’avec la configuration expérimentale présentée précédemment.

L’analyse des valeurs de « limite d’endurance » obtenues permet de mettre en évidence deux groupes parmi les 5 connexions testées : (1) le groupe « Easy Abutment » (avec ou sans connexion interne) qui a obtenu les meilleures valeurs au test de fatigue rotationnelle et (2) un groupe comprenant le Multi-Unit Abutment et les deux Ceramic Abutment. Les valeurs du second groupe sont inférieures au premier groupe de l’ordre d’approximativement 20%. Il est intéressant de souligner que le deuxième groupe comprend un pilier entièrement métallique et deux piliers en céramique ; la résistance des deux piliers en céramique est donc comparable à un pilier entièrement métallique.

Les résultats de cette étude démontrent que la partie interne de l’implant assurant la stabilité anti- rotationnelle du système grâce à 3 rainures verticales semi-circulaires n’a pas d’incidence sur la résistance à la fatigue rotationnelle de ce type connexion utilisée par le système implantaire Replace. Il est possible d’expliquer ceci de la manière suivante. Lors du vissage de la supra-structure sur l’implant, la vis sera tendue (pré-tension) sous l’effet du serrage et subira un allongement ; elle se comportera ainsi comme un ressort en traction. Cette pré-tension va induire une force parallèle à l’axe de la vis

ne peut se faire que par l’intermédiaire de surfaces perpendiculaires à l’axe de la de la vis³⁵, c’est-à-dire la surface « horizontale » externe de l’implant dans le cas présent (figure-5). Comme le mécanisme anti-rotationnel est orienté parallèlement à la force de rétention et que sa partie apicale ne vient jamais en butée (figure-5), il n’est pas en mesure de transmettre la contrainte imposée par la vis, les portions verticales de la connexion ne participant pas à la propagation du stress. Ce mécanisme anti-rotationnel peut donc être considéré comme un système d’index ayant pour seule fonction de permettre un repositionnement constant de la supra-structure, sa participation à la résistance mécanique de l’ensemble étant négligeable. On peut ainsi qualifier la connexion Replace-Select de « flat-to-flat »³⁶(par opposition à la géométrie à 15 degrés biconique du « Cône Morse » de l’implant Straumann³⁷).

Les résultats de notre recherche ont pu être comparés à ceux obtenus lors d’une étude précédente visant à déterminer la limite d’endurance de plusieurs connexions appartenant au système implantaire ITI Straumann²⁸. En effet, afin que la comparaison entre les connexions de divers systèmes implantaires soit possible, le diamètre des implants devait être comparable, le bras de levier (distance entre le point de fixation à l’implant et le point d’application de la force) et la force de serrage des vis identiques. Les comparaisons suivantes ont pu être effectuées :

- Les piliers en céramique des deux systèmes présentaient des limites d’endurance à 10⁶ cycles comparables (54.5 ± 2.3 N pour Straumann et 57.2 ± 2.2 N et 56.4 ± 2.8 N pour Replace-Select).

- Le pilier Octa de Straumann et le pilier Multi-Unit de Replace-Select donnaient aussi des valeurs comparables (58.8 ± 2.1 N pour Straumann et 53.5 ± 2.3 N pour Replace-Select).

- La comparaison entre les piliers pleins coniques mettait en évidence une différence marquée. En effet, le pilier plein standard de chez Straumann présentait une valeur de 55 ± 2.7 N tandis que le Easy Abutment de chez Replace-Select donnait une valeur de 71.8 ± 2.5 N. Cette différence induite par la différence de géométrie entre les connexions (biconique Straumann vs « flat-to-flat » Replace-Select) peut trouver une explication dans la « théorie des poutres » qui relate le stress à l’intérieur d’un solide cylindrique (poutre) (S) à la force appliquée (F), la longueur du bras de levier (L) et le diamètre de la poutre (d) suivant l’équation³⁸ :

32 FL

Il apparaît qu’une très faible augmentation du diamètre induit une diminution considérable du stress à l’intérieur du solide. Dans le cas présent, le diamètre maximal du cône de l’implant Straumann est de 3.5 mm tandis que celui de la plateforme externe de l’implant Replace-Select est de 4.3 mm. Si l’on

admet que les composants testés peuvent être assimilés à des solides cylindriques homogènes et isotropes, leur différence de diamètre peut induire une différence de stress à l’intérieur du solide de l’ordre de 50% ; une analyse aux éléments finis pourrait quantifier avec précision cette évaluation.

D’autres explications pourraient également être apportées en analysant des domaines traditionnels de la mécanique des connexions tels que la pré-tension des vis, la pré-charge des surfaces de contact et la friction des vis lors du serrage.

Principe du test

L’objectif de cette recherche était d’évaluer la résistance de la connexion et non celle de la partie intra- osseuse de l’implant ou de la restauration proprement dite. Une phase de test préliminaire a donc été conduite afin d’adapter le dispositif expérimental dans le but d’éliminer tous les sites de fracture/dislocation considérés comme improbables, c’est-à-dire sans pertinence clinique. En effet, durant cette dernière, un certain nombre de fractures se sont tout d’abord produites sur le corps de l’implant, au niveau de la zone de pression imposée par les mords du serrage rapide, reproduisant ainsi une situation cliniquement improbable. L’implant a donc été « vissé » dans un tube en aluminium, interface permettant de répartir les contraintes imposées par le mode de serrage sur toute la surface de l’implant. Une fois ce premier problème contourné, il est apparut que certains analogues de restaurations se descellaient sur les piliers en céramique, nous obligeant à modifier leur configuration interne.

Cette étude indique qu’il n’y a pas de différence statistiquement significative entre la résistance à la fatigue des piliers Easy Abutment et celle des piliers Easy Abutment avec ablation du mécanisme anti- rotationnel. Ces résultats sont en contradiction avec ceux obtenus lors d’une précédente étude réalisée par Binon en 1996durant laquelle, la taille de la partie femelle (creuse) du pilier accueillant l’hexagone externe de l’implant testé était progressivement augmentée, diminuant ainsi la précision de l’adaptation des parties en contact³⁶. La machine de fatigue utilisée était capable de soumettre les échantillons à des forces dont l’orientation était aléatoire sur 360° autour de leur axe. Bien que très rudimentaire, l’analyse des données montrait une relation négative entre l’augmentation de la taille de la partie interne du pilier et la résistance à la fatigue des connexions. A l’instar de notre étude, le dispositif expérimental de Binon comportait toutes les conditions requises pour un test de fatigue appliqué à des composants prothétiques : incidence multi-vectorielle des forces soumettant les connexions alternativement à des

expérimentales, l’origine de la différence entre les résultats des deux études est peu claire. L’auteur expliquait la diminution de la résistance de la connexion par l’existence de micromouvements induits par des contraintes internes lors des cycles de fatigue, provoquant ainsi des abrasions dans les angles des éléments en contact³⁶. D’autres facteurs comme le niveau des contraintes imposées, la pré-charge des vis et la qualité de l’adaptation entre les surfaces en contact peuvent influencer les résultats. On peut encore souligner le fait que dans notre étude, nous avons affaire à des connexions dites « internes » alors que l’étude de Binon est basée sur des connexions « externes » ; cette petite différence technique associée à un comportement différend lors de contraintes cycliques laisse supposer que d’autres éléments non cités ici peuvent encore entrer en ligne de compte.

6- Conclusions - Implications cliniques

En guise de conclusion les résultats de cette étude peuvent être exposés de la manière suivante : 1) La résistance à la fatigue des piliers en céramique (Alumina & Zirconia) et du pilier Multi-Unit est approximativement 20% inférieure à celle des piliers Easy Abutment, tout en restant à un niveau comparable à celle observée sur les piliers plein du système Straumann.

2) Le mécanisme anti-rotationnel ne participe pas de manière significative à la résistance mécanique.

3) La résistance à la fatigue du pilier Easy Abutment est environ 20% supérieure à celle de son équivalent dans le système Straumann.

Les résultats d’une étude de ce type ne sont scientifiquement validés que lorsque qu’il est possible d’établir une corrélation entre les taux de survie des connexions observés cliniquement et les données issues du test au laboratoire. Dans ce but, il était important, dans un premier temps, de porter notre choix sur une configuration prothétique dont le taux de survie clinique est bien connu et considéré comme optimal ; cette dernière peut ensuite être utilisée comme référence pour la phase de test au laboratoire ainsi que pour l’évaluation d’autres configurations prothétiques. Pour ce dispositif expérimental, les piliers pleins coniques Straumann ont été choisit comme référence lors d’une précédente étude²⁸, déterminant ainsi une limite d’endurance se situant approximativement entre 60N et 65N. Dès lors, si l’on considère les résultats de notre étude se rapportant par exemple aux piliers en céramique (limite d’endurance située entre 56N et 57N), on peut conclure que ces derniers devraient avoir un taux de survie comparable ou très faiblement inférieur à notre configuration de référence. En consultant la littérature concernant les études cliniques se rapportant spécifiquement à la survie des piliers en céramique, on constate que les résultats oscillent entre « absence de fractures »^{40, 41} et « taux de fracture de 2% à 8% »^{42, 43, 44}. Dans l’analyse des résultats des études cliniques, il faut encore tenir compte de paramètres tels que la localisation en bouche (antérieur / postérieur), le type de structure (couronne unitaire / pont), l’existence d’éventuelles para-fonctions (bruxisme / clenching), la morphologie du patient, etc… Cependant, les résultats considérés dans leur globalité permettent d’établir une corrélation entre les données issues des tests au laboratoire et les taux de survie observés en situation clinique, ce qui démontre la pertinence de ce type d’étude.

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