NATURE CHIMIQUE DES ZIRCONES

Comme pour tout matériau, les propriétés mécaniques de la zircone s’expliquent par sa structure chimique.

Zircone est le nom donné au dioxyde de zirconium, comme l’alumine est celui donné au dioxyde d’aluminium. Le dioxyde de titane n’a pas de « nom générique », seulement un code, E171, en tant qu’additif alimentaire.

La zircone est une céramique polycristalline sans phase vitreuse, caractéristique structurale qui lui confère des propriétés mécaniques élevées.

Les zircones stabilisées

Il existe plusieurs types de zircone en fonction de leur composition chimique et de leur microstructure, elle-même fonction du procédé de fabrication. Seul un oxyde peut « stabiliser » (stabilized) une céramique. On trouve également les termes « durcie » (toughened), « dopée » (doped), ou « renforcée » (renforced). En effet, pour optimiser ses propriétés mécaniques et éviter qu’elle n’éclate lors de sa cuisson, il est nécessaire de lui adjoindre un oxyde qui va renforcer le maillage cristallographique interstitiel de la poudre. La cuisson est appelée frittage (sintering). Au cours de cette opération, les grains se soudent entre eux, sans qu’il y ait un passage par une phase fondue. Le frittage « simple » laisse une grande porosité en conservant des espaces entre les grains. Le frittage sous pression (HIP pour Hot Isostatic Pressing) consiste à mettre la poudre sous pression (1 000 bars, 100 MPa ou plus) pour que les porosités se referment. Un gaz inerte est utilisé, en général de l’argon. Une diminution des dimensions de 10 à 15 % linéaires (25 à 40 % volumique) est à noter.

L’oxyde de zirconium, la zircone ou ZrO₂, est un oxyde réfractaire qui présente plusieurs transformations structurales : à température ordinaire, il est monoclinique ; à 1 165 °C, sa maille devient quadratique ; à 2 370 °C, sa structure devient cubique. La transformation quadratique-monoclinique s’accompagne d’une variation de volume importante, de plus de 7 %, suffisante pour faire éclater les produits massifs. Son utilisation sous forme de céramique massive exige une stabilisation de la forme cristalline quadratique. Cette stabilisation peut se réaliser par substitution de Y₂O₃ (yttria) ou de CaO (chaux) de l’ordre de 5 à 10 %.

Des oxydes, en quantité variable exprimée en pourcentage de mole, de l’ordre de 3 à 5 %, peuvent être ajoutés à l’oxyde de zirconium pour le stabiliser sous sa forme tétragonale ou cubique : les oxydes de magnésium (MgO), d’yttrium (Y₂O₃), de calcium (CaO), de cérium (CeO) ou d’aluminium (Al₂O₃).

Les zircones partiellement stabilisées (PSZ)

La zircone partiellement stabilisée à l’oxyde de magnésium (Mg-PSZ) est utilisée couramment en ingénierie, mais sa porosité résiduelle, sa granulométrie importante (30-40 µm) et les difficultés à obtenir des poudres sans impureté ont empêché son utilisation dans le domaine biomédical.

Sundh et Sjögren [²] ont montré que le renforcement des propriétés mécaniques de la zircone par transformation de phase est moins prononcé pour le Mg-PSZ par rapport à la zircone renforcée à l’yttrium (Y-TZP). La zircone partiellement stabilisée à l’oxyde de cérium n’a pas été développée, bien qu’elle montre une dureté supérieure aux précédentes formes (jusqu’à 20 MPa) et ne présente pas de signes de vieillissement, phénomène développé après et principale cause de fragilité mécanique de la zircone en usage médical.

Les zircones renforcées à matrice alumine (ATZ) ou zircone (ZTA)

Les alumines-zircones sont des composites réalisés par mélange, généralement en suspension des deux matériaux. On distingue la ZTA (Zirconia Toughened Alumina), à matrice alumine, et la ATZ (Alumina Toughened Zirconia) à matrice zircone. Les étapes clés pour la réalisation de ce composite sont le mélange et l’homogénéisation des deux poudres qui permettent d’obtenir une microstructure homogène et très fine.

Les céramiques sont mises en forme par les procédés classiques (pressage, injection, extrusion…), puis frittées entre 1 400 et 1 700 °C, selon la réactivité de la poudre. Le principal intérêt de cette classe de matériau est d’allier les propriétés des alumines et des zircones et de pouvoir optimiser la composition en fonction de l’application visée. On mettra par exemple plus de zircone pour une application nécessitant de la résistance aux chocs et plus d’alumine pour une application de résistance à l’usure. Les ZTA sont particulièrement connues pour leur biocompatibilité, leur résistance à l’usure, aux chocs thermiques, et au vieillissement hydrothermal. Les ATZ sont utilisées en implantologie céramique par certains fabricants (Zeramex).

Zircone renforcée à l’yttrium Y-TZP (Yttria-Toughened Zirconia Polycrystal)

Pour être utilisable cliniquement, la zircone doit être stabilisée sous sa forme tétragonale ou cubique à l’aide d’agents de stabilisation afin d’obtenir des propriétés optimales. Le plus couramment utilisé en dentisterie, et particulièrement en implantologie, est l’oxyde d’yttrium. Avec l’adjonction d’une faible quantité de cet oxyde, l’yttria, à hauteur de 3 % à 5 % en mole, la structure cristalline de la zircone est une structure tétragonale obtenue à température ambiante : la zircone Y-TZP (Yttria-Toughened Zirconia Polycrystal), c’est le constituant majoritaire des implants en céramique (Z-Systems, Straumann, TAV Dental, CeraRoot).

CARACTÉRISTIQUES STRUCTURALES DE LA ZIRCONE Y-TZP

La zircone Y-TZP se présente, selon la température, sous trois formes cristallines différentes :

- phase monoclinique : à température ambiante et jusqu’à 1 170 °C ;

- phase tétragonale : de 1 170 °C à 2 370 °C ;

- phase cubique : au-dessus de 2 370 °C.

La ^{figure 1} montre les structures cristallographiques cubique, quadratique (ou tétragonale) et monoclinique de la zircone, illustrant la composante de cisaillement lors du passage de la forme quadratique vers la forme monoclinique.

Spécificités des phases cristallographiques de la zircone Y-TZP

Des changements de volume sont associés aux transformations de phase : le passage de la forme monoclinique à la forme tétragonale s’accompagne d’une réduction de 5 % du volume lors de l’élévation en température de la zircone et une augmentation de l’ordre de 3 à 4 % lors du retour de la phase tétragonale à la phase monoclinique avec le refroidissement, idem sous contrainte. Cette transformation volumique des cristaux constitue un obstacle à la propagation des fissures (ténacité), faiblesse des céramiques, augmentant sa résistance à la fracture.

Sous l’effet d’un stress ou d’un apport énergétique, les cristaux de zircone se transforment et passent de la forme tétragonale à la forme monoclinique et donc augmentent de volume. Ce phénomène permet de limiter la propagation des fissures dans le matériau en mettant ce dernier en compression et lui confère une résistance à la flexion inégalée par rapport aux autres céramiques : de 900 à 1 250 MPa pour la zircone Y-TZP contre environ 400 MPa pour les vitrocéramiques les plus résistantes.

Du fait de cette propriété, la zircone est également un matériau instable et sensible à son environnement : l’incorporation d’un défaut lors du processus de fabrication, un échauffement trop important lors du fraisage du pilier prothétique ou certains traitements de surface peuvent modifier sa structure cristalline et altérer ses propriétés mécaniques.

La zircone Y-TZP est la forme la plus étudiée en implantologie et permet l’obtention de propriétés mécaniques optimales.

La zircone partiellement stabilisée à l’oxyde de cérium (Ceria) pourrait également être envisagée en raison de ses propriétés biologiques expérimentales intéressantes [³], elle mais nécessite des études cliniques plus poussées.

ÉTAT DE SURFACE DES IMPLANTS ZIRCONE SELON LE PROCESS DE FABRICATION

1. Pré-frittage, frittage (sintering) et usinage

Lors de la première étape de production, une ébauche, fabriquée à partir de poudre de zircone pressée de manière isostatique, « le cru », est usinée pour être formée à l’aide de fraiseuse et crée le macro-design de l’implant : longueur, diamètre, filetage, connexion. Puis le frittage sous forte pression et haute température (HIP) est mis en œuvre pour obtenir la forme finale et les qualités mécaniques optimales (^{figure 2}). Un recalibrage par des retouches d’usinage minimes peut être réalisé.

Le traitement de surface et la stérilisation sont spécifiques de la marque :

- sablage seul (Zibone) ou sablage avec attaque à un ou deux acides comme pour le titane (Straumann ZLA) ;

- acide seulement (CeraRoot) ;

- gravure laser (Z-Systems)

Un nettoyage soigneux est effectué pour éliminer les résidus de ces traitements et la mise en packaging précède la stérilisation par plasma (Z-Systems), par rayon gamma (TAV), par vapeur d’eau (Zeramex) ou par oxyde d’éthylène (CeraRoot). Le niveau de rugosité (Ra) obtenu par ces procédés est comparable à ceux du titane avec les mêmes traitements, de l’ordre de 0,6 à 2,2 um.

Il est important que le contrôle qualité interne valide le fait que ces traitements n’altèrent pas les propriétés mécaniques de la zircone.

2. Injection-modelage (modeling)

Procédé plus économique, l’injection permet la réalisation des macros et micros designs de l’implant, induits par la géométrie et la granulométrie du moule. La poudre de zircone est pressée de manière isotactique et à haute température.

Une nouvelle variante avec le sablage de la partie endo-osseuse avant cuisson permet de créer une rugosité de surface plus importante, Ra 5,7 um, pour augmenter l’hydrophilie. L’étape suivante de frittage permet d’obtenir la taille finale et la ténacité maximale. Les microfissures induites par le processus du traitement de surface sont éliminées, les implants sont exempts de germes et de résidus indésirables venant du traitement de surface (Patent).

PROPRIÉTÉS MÉCANIQUES DE LA ZIRCONE EN IMPLANTOLOGIE

Résistance mécanique des implants en céramique

• Résistance comparée au titane

Saridag, Talk et Alniacik [⁴] observent une résistance à la traction de 900 à 1 200 MPa pour la zircone et de 265 à 355 MPa pour le titane pur industriel (Ti cp). La résistance à la compression est proche de 2 000 MPa pour la zircone et de 390 MPa pour le titane. Ces valeurs élevées de résistance de la zircone sont similaires à celles de l’acier inoxydable.

• Résistance comparée aux autres céramiques (^{figures 3} et ⁴)

Deux propriétés caractérisent la résistance mécanique des céramiques : la résilience ou résistance au choc. Il s’agit de l’énergie cinétique (Joules par cm²) nécessaire pour provoquer la rupture et la ténacité, capacité d’un matériau à résister à la fissuration. Le paramètre K1c, facteur d’intensité de contrainte critique, caractérise cette résistance du matériau à la propagation brutale de fissures, sous la forme : K1c = βσ√πα, unité MPa√m avec β facteur tenant compte de la géométrie de la fissure et de la répartition de contraintes, contraintes normales au plan de fissure. Sur une échelle logarithmique, il existe une relation linéaire entre la ténacité et la résistance à la flexion. Une valeur de ténacité K1c à 10 correspond à des valeurs de résistance à la flexion de 1 000 MPa et permet l’usage de ce type de céramiques pour des implants.

« Le talon d’Achille » de la zircone : la fatigue hydrique à basse température

La zircone présente une fatigue hydrique à basse température (Low Temperature Degradation, LTD) mise en évidence à l’INSA de Lyon par Chevalier, Douillard et coll. En contact prolongé avec l’eau, la couche superficielle de la zircone se modifie peu à peu et passe de la phase tétragonale à la phase monoclinique. Ces transformations se propagent ensuite au cœur du matériau en constituant des grappes (clusters) de molécules d’eau. Cela induit le développement de rugosités et de microfissures, dégradant progressivement le matériau et aboutissant à la chute de ses propriétés mécaniques. Ce processus de dégradation est à l’origine du scandale des prothèses totales de hanche réalisées dans ce matériau en 2000.

Selon ces auteurs, ce phénomène est majoritairement influencé par différents aspects des étapes de production de la zircone, comme la taille des grains de céramique, leur forme macroscopique ou leurs caractéristiques de surface et par l’agent de stabilisation utilisé.

En l’état actuel des connaissances et après plusieurs études dont l’étude in vitro sur des implants du commerce de Monzavi et coll. [⁵], le LTD n’influence pas défavorablement les propriétés mécaniques et micromécaniques des implants dentaires en zircone. Cela s’explique par le volume des pièces concernées, la maîtrise des procédés de fabrication et du traitement de surface.

Conséquences cliniques sur l’indication des implants en céramique

Il est important de corréler le choix du diamètre de l’implant avec la dent remplacée. Il est souhaitable d’utiliser des implants de 5 mm de diamètre pour les molaires voire les canines, de 4 pour les prémolaires, et réserver le diamètre 3,6 aux incisives mandibulaires et maxillaires latérales pour permettre d’optimiser le profil d’émergence, en particulier pour les monoblocs. Cela apporte une meilleure résistante mécanique pour des contraintes en cisaillement.

Cette recommandation peut nécessiter des aménagements tissulaires pré ou per-implantaires ou être une limitation d’indication.

PROPRIÉTÉS BIOLOGIQUES DE LA ZIRCONE

Interface avec les tissus mous : l’espace biologique péri-implantaire

• D’un point de vue cellulaire

Dans l’étude animale de Lee et coll [⁶], trois types d’implants ont été conçus suffisamment petits pour être appliqués à l’espace buccal des souris : le titane à surface usinée (Ti), le titane revêtu d’hydroxyapatite (HA) et la zircone à surface usinée. Pour l’implant en titane revêtu de HA, la surface du filetage était revêtue de HA à une épaisseur moyenne de 1,86 µm. Les implants en zircone ont été générés à partir de blocs de zircone (Y, NB) -TZP dans le même calibre que les implants en titane. Les auteurs observent que la largeur biologique (BW) de la muqueuse péri-implantaire est plus favorable pour les implants en zircone comparés aux implants en titane conventionnel (^{figures 5a, b}).

Dans cette étude, les propriétés de prolifération des cellules parodontales sur les disques de titane à surface usinée, de zircone et de titane recouverts d’hydroxyapatite ont été analysées grâce à de petits implants placés dans des mâchoires de souris (C57BL/6). L’étude de l’expression des molécules d’adhésion dans la muqueuse péri-implantaire suggère une étanchéité muqueuse plus forte et un non-allongement de l’épithélium péri-implantaire (PIE) autour de l’implant en zircone avec des dimensions des tissus comparables à ce qui est retrouvé autour d’une dent du même modèle animal. Ce serait l’expression différentielle de laminine-332 dans la muqueuse péri-implantaire des implants en zircone qui régulerait l’allongement de la PIE en coupe sagittale et favoriserait un meilleur joint muqueux autour de la zircone.

• D’un point de vue bactériologique

L’étude de Clever et al. [⁷] a pour objectif d’évaluer les paramètres cliniques et bactériologiques lors de mucosites induites autour d’implants en zircone et en titane en prenant comme référence des dents naturelles. Ils observent une augmentation du nombre de bactéries au niveau des implants en titane par rapport à la zircone et aux dents naturelles. Dans cette étude, des prélèvements bactériens réguliers sont réalisés. Au début de l’étude, les patients appliquent une hygiène bucco-dentaire idéale pendant 4 semaines, puis deux phases sont distinguées : une première phase d’arrêt de l’hygiène bucco-dentaire idéale, et une deuxième phase de 4 semaines de reprise de l’hygiène bucco-dentaire. Les deux bactéries étudiées sont Tannerella forsythia (TF) et Prevotella intermedia (PI). Une concentration bactérienne significativement différente entre les diverses surfaces étudiées est constatée, notamment avec l’arrêt du brossage, semaine 6. Ainsi, la concentration bactérienne à la surface des implants en titane est supérieure à celle observée à la surface des implants en zircone (p = 0,021 pour TF et p = 0,001 pour PI), mais aussi supérieure à celle des dents naturelles (p = 0,010 pour TF et p = 0,015 pour PI). Une fois l’hygiène bucco-dentaire rétablie, la différence entre les groupes disparaît (p > 0,05).

Roehling et al. [⁸] montrent in vitro que la colonisation de bactéries et la formation de plaque sont significativement moins importantes sur des disques de zircone. Pour Degidi et al., les tissus présents autour du titane présentent un taux d’inflammation plus important qu’autour de la zircone.

Ces études montrent que les tissus mous péri-implantaires réagissent plus favorablement pour la zircone sur le plan inflammatoire. La zircone a, par son affinité plus forte pour les fibroblastes et par sa charge bactérienne plus faible, une muqueuse péri-implantaire plus mature et moins à risque d’infections que le titane (Cionca et al.).

Karapataki et al. [⁹] montrent, dans leur étude prospective de 91 implants jusqu’à 12 ans, un taux de mucosite de 10 % avec une absence de péri-implantite sur des implants zircone tissue level.

Interface avec l’os

• Bone Implant Contact (BIC)

On note une augmentation continue du BIC pour le titane, due à une meilleure ostéoconductivité dans la phase précoce d’ostéointégration pour le titane que pour la zircone, du fait des différences de rugosité entre les implants et des différences de charge de surface.

In vivo, la zircone a un caractère neutre, alors que le titane est chargé négativement. Ce paramètre pourrait influencer l’absorption des protéines, favorisant l’attachement des cellules, leur prolifération et leur différenciation.

Schliephake et al. [¹⁰] mesurent le BIC et le RTQ (Removal TorQue out) de trois types d’implants différents dans le maxillaire de cochons nains. Douze miniporcs ont reçu trois types d’implants de chaque côté de la mandibule 8 semaines après l’extraction de toutes les prémolaires. Ils testent un implant en zircone avec une surface sablée, un implant en zircone avec une surface sablée et mordancée, et un implant en titane avec une surface sablée et gravée à l’acide qui a servi de témoin. Le couple de retrait et la régénération osseuse péri-implantaire sont évalués chez six animaux chacun après 4 et 13 semaines. La surface en titane est significativement plus rugueuse que les deux surfaces en zircone testées. Le contact os-implant (BIC) moyen ne diffère pas significativement entre les trois types d’implants après 4 semaines, mais est significativement plus élevé pour le titane que pour les deux implants en zircone après 13 semaines (p < 0,05). la densité volumique osseuse (BVD) ne diffère significativement à aucun intervalle. le couple de retrait est significativement plus élevé pour les surfaces en titane par rapport aux deux surfaces en zircone après 4 et 13 semaines (p < 0,001), probablement en raison d’une rugosité de surface plus élevée.

La surface en zircone sablée et mordancée montre un couple de retrait significativement plus élevé après 4 semaines par rapport à la zircone sablée (p < 0,05) ; cette différence se stabilise après 13 semaines. les auteurs concluent que tous les implants sont ostéointégrés avec des degrés similaires de BIC et de BVD.

Taux de survie des implants en céramique

Roehling et al. [¹¹] ont réalisé en 2018 une méta-analyse des performances des implants en zircone.

En termes d’échecs implantaires, ils distinguent trois catégories : les échecs précoces (perte de l’implant avant la mise en fonction), les échecs tardifs (perte de l’implant après la mise en fonction) et les fractures.

Les complications mécaniques et prothétiques comprennent la fracture du pilier prothétique, le dévissage ou descellement, la fracture ou les éclats de céramique de la prothèse supra-implantaire.

Les complications biologiques comprennent les cas de perte osseuse supérieure à 2 mm avec présence d’un œdème, d’une fistule, d’une mucosite ou d’une péri-implantite.

Les auteurs évaluent le taux de survie d’implants en zircone sablés après une période d’observation d’environ 7 ans après la mise en fonction. Ils montrent une baisse significative du taux de survie pour les implants de 3,25 mm de diamètre par rapport à ceux de 4 mm de diamètre et mettent en évidence que 15 des 18 implants fracturés sont des implants de 3,25 mm de diamètre. Le taux de survie des implants de 4,0 mm de diamètre est comparable à celui rapporté dans la littérature pour des implants en titane usinés dont l’état de surface est similaire à celui des implants en zircone utilisés.

Les auteurs font la distinction entre les implants disponibles dans le commerce (CA) et ceux qui ne sont que des prototypes ou qui ont été étudiés mais pas commercialisés (NCA). Les six études donnant des précisions sur la nature des échecs tardifs ou précoces indiquent que les implants présentent des signes de mobilité sans signes cliniques d’infection (« aseptic loosening »).

Le taux de survie pour les implants NCA est de 71,2 % à 100 % sur des périodes d’observation d’un à 6 ans et une hausse significative du taux de survie à un an des implants CA par rapport aux implants NCA.

Les taux de survie moyens à un et 2 ans actuellement évalués, de 98,30 % et 97,2 % respectivement, pour les implants en zircone CA sont comparables aux données rapportées dans les revues systématiques sur les implants en titane, décrivant des taux de survie moyens à un an allant de 96,8 % à 99,5 % (Hammerlé, 2014 ; Albrektsson, 2017).

Par ailleurs, l’implantation immédiate, la temporisation immédiate ou la mise en fonction immédiate n’ont pas d’effets significatifs sur les taux de survie à un an.

La méta-analyse évalue à 97,2 % le taux de survie à 2 ans des implants CA et met en évidence un taux de survie, tous critères confondus, un peu plus important pour les monoblocs que pour les implants tissue level.

Les publications sur le suivi à long terme (5 ans et plus) des implants en zircone sont rares. Celles de Becker [¹²] et Brunello [¹³] avec Schwarz et al portant sur une même cohorte à deux et neuf ans montrent que ce taux de succès à 2 ans se maintient à 9 ans pour les 52 patients après deux échecs et 4 abandons, soit 46 patients, tout en notant que les complications mécaniques/techniques et biologiques s’élèvent respectivement à 2,1 % et 37,5 %.

L’étude d’Oliva et Oliva [¹⁴] sur 1 828 implants monoblocs en zircone montre un taux de survie de 98,69 % à 15 ans avec un protocole strict de sélection des cas et de prophylaxie.

Conséquences cliniques sur le temps d’ostéointégration

Confirmant l’étude précédente, la méta-analyse de l’équipe de Roehling et Gahlert [¹¹] montre « cependant », selon le terme des auteurs, un temps plus long d’ostéointégration pour les implants en céramique inclus dans cette revue de littérature. Cette observation est à corréler avec la rugosité de surface.

Une nouvelle génération d’implants très rugueux, obtenus par moulage, sans traitement de surface post-frittage (Patent), montre un temps d’ostéointégration identique au titane-zirconium (Roxolid) à surface active [¹⁵] (3 mois).

Le praticien modulera le temps d’ostéointégration en fonction du système utilisé, en zircone avec une rugosité classique (2 um), un mois supplémentaire de cicatrisation est indiqué soit 4 mois.

Pour compenser cet effet, l’intérêt d’utiliser l’ozone pour traiter le site à implanter avec un implant zircone est étudié [¹⁶]. Cette méthode, utilisée pour traiter les FDB (Fatty Degenerative Bones) et autres [¹⁷], permet d’apporter des ions oxygène singulet chargés négativement pour stimuler le dépôt d’ions calcium chargés positivement. Cette approche clinique doit être confortée par des études histologiques pour étudier si le BIC est impacté favorablement.

Comportement osseux selon le process de fabrication et l’état de surface des implants céramiques

Kim et al. [¹⁸] ont comparé les caractéristiques d’ostéointégration et de surface des implants en zircone fabriqués par la technique de moulage par injection de poudre à celles des implants réalisés par la procédure de frittage, usinage plus conventionnel, dans les tibias de lapin, en fonction des caractéristiques de surface des 2 types d’implants. Seize lapins ont reçu les 2 types d’implants de même connexion hexagonale externe et de macro design identique et des tests de couple de retrait et des analyses histomorphométriques ont été effectués.

La rugosité des implants en zircone PIM était supérieure à celle des implants en zircone usinés. Les implants en zircone PIM présentaient des valeurs de contact os-implant et de couple de retrait significativement plus élevées que les implants en zircone usinés (p < 0,001). l’ostéointégration de l’implant en zircone PIM est prometteuse et le PIM, en utilisant la technique de gravure du moule rugueux, permet de produire des surfaces nettement plus rugueuses sans interférer avec les propriétés mécaniques intrinsèques des implants en zircone.

Cela confirme que l’un des paramètres structuraux du succès clinique des implants en zircone, comme pour le titane, est la rugosité de surface.

PROPRIÉTÉS ESTHÉTIQUES DES IMPLANTS ZIRCONE

Sur le plan esthétique, la zircone présente des qualités esthétiques supérieures à celles du titane en raison de sa couleur blanche, qui permet d’éviter l’apparition d’un liseré grisâtre de la muqueuse environnante, particulièrement dans le cas d’un parodonte fin d’épaisseur inférieure à 2 mm, sur les 3 mm les plus coronaires de la muqueuse ou d’une récession [¹⁹].

CONCLUSION

Les implants dentaires en céramique sont appréciés pour leur biocompatibilité qui minimise les réactions immunitaires et favorise une intégration muqueuse optimale, avec une prévalence à la péri-implantite plus faible. D’autres études sur le long terme sont nécessaires pour valider ce point. La céramique utilisée, à base de zircone ou d’alumine, offre une résistance mécanique élevée, assurant la durabilité nécessaire pour supporter les forces masticatoires.

Les études in vitro et in vivo ont montré que les zircones Y-TZP et ATZ, par leurs propriétés mécaniques et biologiques, ont le potentiel pour être considérées comme une alternative fiable aux implants en Ticp. Actuellement, la seule validée scientifiquement et cliniquement avec une offre de produits diversifiée, implants et accastillages, compatibles avec la pratique et les indications cliniques, mais qui nécessite une courbe d’apprentissage dans sa mise en œuvre au niveau chirurgical et prothétique. Les indications actuelles concernent des cas d’allergies avérées au titane, un désir de restaurations non métalliques par le patient et/ou le praticien !

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Liens d’intérêts

L’auteur déclare n’avoir aucun lien d’intérêts.