Afin de répondre aux exigences esthétiques des patients et pallier le risque potentiel représenté par la fragilité des piliers implantaires monolithiques en zircone [¹, ²], des piliers hybrides ont été proposés comme alternative. Ces infrastructures sont composées d’une embase en titane comportant une connexion implantaire, sur laquelle une contrepartie en céramique fabriquée par CFAO est assemblée par collage [³] (^{figure 1}). Plusieurs matériaux cosmétiques sont utilisables en association avec ces embases en titane mais la zircone semble représenter le matériau de choix [⁴]. Différentes colles permettent l’assemblage entre le titane et la zircone. Ce sont généralement des résines à base de monomères phosphates 10-méthacryloyloxydécyle (10-MDP) contenus dans une matrice de type Bis-GMA que l’on retrouve parmi les colles Panavia F 2.0® et RelyX Unicem® [⁵, ⁶].

Ces embases en titane supportant différents matériaux cosmétiques ont été évaluées dans quelques études cliniques qui montrent, généralement à court terme, que l’assemblage s’avère fiable en termes de taux de survie prothétique [⁷].

Néanmoins, quelques auteurs ont rapporté l’absence de données scientifiques en rapport avec le potentiel iatrogène de ces colles au sein des tissus péri-implantaires, les monomères de ces agents d’assemblage organique ayant montré des effets cytotoxiques au sein des tissus parodontaux [⁸-¹⁰]. Les tissus péri-implantaires présentant un potentiel régénératif réduit [¹¹], l’impact cytotoxique de ces colles pourrait être majoré.

Dans ce contexte, la précision d’adaptation des pièces assemblées et un joint d’assemblage d’épaisseur réduite s’avèrent essentiels pour limiter les potentiels effets toxiques de ces matériaux.

L’objectif de cette étude est d’évaluer quantitativement l’épaisseur du joint d’assemblage de piliers hybrides constitués d’embase en titane supportant des contreparties en zircone usinées puis collées au laboratoire de prothèse.

MATÉRIELS ET MÉTHODE

Dix piliers hybrides ont été étudiés. Ces 10 échantillons ont été fabriqués avec :

– 10 embases en titane identiques (Zimmer Biomet GenTek®) ;

– 10 contreparties en zircone conçues par CAO puis usinées par FAO par un seul laboratoire de prothèses utilisant quotidiennement les protocoles de CFAO.

Les deux parties ont ensuite été assemblées à l’aide d’une colle à potentiel adhésif (Panavia F 2.0®) par la même personne, en utilisant un même protocole de référence [¹²]. Après sablage de l’embase titane à l’oxyde d’aluminium Al₂O₃ de diamètre 50 µm, les deux composants de la colle ont été mélangés à parts égales puis le mélange a été appliqué sur les zones à coller. Les pièces ont été assemblées manuellement et les excès de colle rapidement éliminés, puis l’ensemble a été maintenu sous pression à l’aide d’un clamp pendant 60 secondes. Une photopolymérisation de 20 secondes a été ensuite effectuée en périphérie de chaque échantillon.

Enfin, un polissage de la zone du joint d’assemblage a été réalisé à l’aide d’un disque en caoutchouc siliconé. Les 10 échantillons ont été conservés au sec, à température ambiante avant évaluation.

La mesure de l’épaisseur du joint d’assemblage a été effectuée après acquisition de 50 images numérisées recueillies sur la périphérie de chaque échantillon.

Chaque échantillon a été placé successivement dans un porte-échantillon solidarisé de manière colinéaire à l’axe d’un moteur pas à pas (NEMA 17) asservi informatiquement (logiciel Arduino). Le logiciel dédié a permis une mise en rotation contrôlée par incréments angulaires de 7,2° représentant 50 incréments par rotation complète de 360°. Ce dispositif a été placé perpendiculairement à l’axe d’observation d’une loupe binoculaire (grossissement × 50, Leica Geosystems AG®) afin de centrer l’examen sur le joint d’assemblage (^{figure 2}).

La loupe binoculaire est couplée à une caméra digitale (Leica DFC 320®) d’une résolution de 5 mégapixels permettant l’acquisition de clichés via le logiciel IMG500 (Leica®). Après mise au point manuelle et contrôle de la perpendicularité de l’observation par rapport à la région du joint d’assemblage, un cliché photographique numérisé a été effectué à chaque incrément de rotation de l’échantillon jusqu’à recueillir une totalité de 50 images du joint d’assemblage pour chacun des 10 échantillons évalués.

Chaque cliché obtenu a été analysé à l’aide d’un logiciel d’imagerie (Gimp v2.10) permettant une mesure calibrée. La calibration initiale a été effectuée pour déterminer la relation de linéarité entre pixel et distance mesurée qui a été établie à 149 pixels pour 100 µm.

La distance mesurée au niveau du joint d’assemblage correspond au hiatus vertical ou marginal [¹³], délimité par une mesure entre les points les plus superficiels de l’angle externe de la marge entre l’embase titane et la contrepartie en zircone (^{figure 3}).

Du fait de la faible profondeur de champ, l’évaluation porte ici non pas sur la divergence marginale horizontale (sur ou sous-contours de la partie en zircone) mais uniquement sur la mesure absolue du joint, mesurée perpendiculairement.

Chaque mesure de cette distance est effectuée 2 fois afin de tester la variabilité intra-opérateur. La valeur retenue pour l’évaluation de l’épaisseur du joint en un point correspond à la moyenne des deux mesures effectuées sur ce point.

L’ensemble des valeurs recueillies ont été analysées à l’aide du logiciel SPSS v25.0® permettant une présentation descriptive des résultats ainsi qu’une comparaison statistique entre échantillons à l’aide d’un test ANOVA complété par des tests post-hoc de Student-Newman-Keuls. La variabilité intra­examinateur a été calculée à l’aide du test non paramétrique Tau-b de Kendall. Le seuil de significativité a été fixé à p < 0,05.

RÉSULTATS

Les résultats sont présentés de manière descriptive dans les ^{tableaux 1} et ².

La liaison entre les deux séries de mesures effectuées par le même examinateur est très forte, attestée par un coefficient de corrélation de 0,947.

La moyenne globale de l’ensemble des 500 mesures effectuées sur les 10 échantillons mesurés est de 67,7 µm avec un écart-type de 55,2 µm (^{tableau 1}). Si cette moyenne est établie en utilisant seulement les valeurs moyennes de chaque échantillon, l’écart type est alors réduit à 37,8 µm.

La médiane des résultats concernant l’ensemble des mesures est de 56,4 µm. Ces valeurs correspondant à la mesure du joint d’assemblage s’étendent de 0,7 µm (valeur minimale) à 287,8 µm (valeur maximale).

L’analyse comparative entre les 10 échantillons à l’aide du test ANOVA suivi par les tests post-hoc montre des différences significatives entre les échantillons (ANOVA p < 0,001) qui se répartissent en 5 sous-ensembles distincts, chacun rassemblant un ou plusieurs échantillons présentant des moyennes de mesures non statistiquement différentes (^{tableau 2}).

DISCUSSION

Valeur moyenne de l’épaisseur du joint acceptable mais variabilité importante

La moyenne de la mesure du joint d’assemblage sur l’ensemble des échantillons est d’environ 68 µm, ce qui peut être considéré comme cliniquement acceptable en fonction des données de la littérature concernant la précision d’adaptation des prothèses mises en forme par CFAO. Ces valeurs restent inférieures à celles obtenues à l’aide des techniques de laboratoire conventionnelles [¹⁴, ¹⁵].

Néanmoins, il apparaît clairement que cette dimension du joint n’est homogène ni au sein de chaque échantillon ni entre les 10 échantillons évalués. Ainsi, pour chaque échantillon, le coefficient de variation ou écart-type relatif correspondant au rapport entre l’écart-type et la moyenne varie de 12 à 85 %. Cette même comparaison entre les moyennes des 10 échantillons montre également une forte dispersion des mesures attestée par un coefficient de variation d’environ 80 %.

Cliniquement, cela signifie que, sur la périphérie d’un même échantillon, il existe des zones où le joint est minimal et d’autres zones où il s’avère beaucoup plus large. De même, certains échantillons présentent, en moyenne, un ajustage cervical de meilleure qualité en raison de valeurs mesurées plus limitées du joint d’assemblage, exposant donc une surface moindre de polymères de collage au contact des tissus péri-implantaires.

Imprécision liée à l’assemblage manuel

L’observation des données brutes montre que, sur un même échantillon, la valeur du joint d’assemblage augmente depuis une valeur minimale jusqu’à son maximum diamétralement opposé sur la circonférence du pilier mesuré.

Ce constat pourrait s’expliquer par la procédure manuelle de collage qui débute par un assemblage par pression digitale avant de maintenir les pièces assemblées à l’aide d’un clamp. La contrainte en compression digitale, qui n’est pas strictement parallèle au grand axe de l’assemblage, conduit à exercer une pression inégale en deux points opposés de la circonférence du dispositif assemblé. Ceci se traduit par un joint très réduit en un point et un hiatus marginal largement ouvert du côté opposé. Un examen complémentaire à l’aide d’une imagerie par micro-tomographie illustre cette hypothèse reposant sur l’observation de tous les échantillons évalués (^{figure 4}).

Incidences cliniques de l’épaisseur du joint d’assemblage

En fonction du diamètre de ces embases en titane, la circonférence est d’environ 10,4 mm. Une dimension moyenne du joint d’assemblage en termes de hauteur ou d’épaisseur verticale de 0,068 mm représente donc une surface d’un peu moins de 1 mm² (0,7 mm²) d’un matériau d’assemblage organique potentiellement cytotoxique, profondément enfoui au sein des tissus péri-implantaires lors de la mise en place du dispositif prothétique collé. Ceci représente un facteur potentiel d’inflammation en rapport avec des matériaux d’assemblage peu biocompatibles et toxiques au sein de tissus dont la fragilité, du fait de leurs caractéristiques histologiques, a été fréquemment soulignée dans la littérature [¹⁶-¹⁹].

Néanmoins, à ce jour, très peu de publications ont rapporté les conséquences sur l’inflammation tissulaire ou la perte osseuse à long terme de l’utilisation clinique de ces piliers hybrides constitués par assemblage collé [²⁰, ²¹].

Dans un contexte où la péri-implantite s’avère multifactorielle, la maîtrise du protocole d’assemblage et, notamment, la limitation de l’épaisseur de ce joint collé s’avèrent donc essentielles.

Limites du protocole utilisé et nouvelle méthode d’acquisition

Le grossissement limité de la loupe binoculaire, la faible profondeur de champ imposant une acquisition sur une zone de petite surface, la faible définition de la cellule d’acquisition ainsi que le contraste limité entre la colle et la zircone ont compliqué la mesure, impactant d’autant l’exactitude du recueil de données. Une procédure de calibrage de cette mesure et la moyenne de plusieurs mesures effectuées en un même point ont permis néanmoins de limiter l’influence de ces biais potentiels.

Afin d’améliorer la qualité du protocole de mesure et de confirmer la responsabilité de l’assemblage manuel de ces pilier hybrides dans l’ouverture du joint d’assemblage, d’autres études sont nécessaires. Ainsi, l’évaluation qualitative et quantitative des joints d’assemblage à l’aide de micro-tomographies X permettrait une meilleure résolution d’acquisition tout en conservant les avantages d’une méthode de mesure non destructrice [²², ²³].

CONCLUSION

Dans le cadre de cette étude in vitro concernant l’évaluation du joint d’assemblage entre des embases en titane et des contreparties en zircone constituant des piliers hybrides, les résultats ont montré des valeurs moyennes cliniquement acceptables malgré une forte dispersion des mesures recueillies.

L’assemblage manuel est probablement impliqué dans cette variabilité qui favorise une exposition significative d’un matériau peu biocompatible au sein des tissus péri-implantaires.

Dans l’attente d’études cliniques précisant l’innocuité à long terme de ces assemblages collés au sein des tissus péri-implantaire, il apparaît prudent d’être attentif aux protocoles de collage de ces dispositifs ou, à défaut, de privilégier l’utilisation d’autres composants prothétiques.

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Liens d’intérêts

Les auteurs déclarent n’avoir aucun lien d’intérêts.