Phénomènes d'usure au sein des connexions implantaires : contraintes mécaniques et tribocorosion

L'implantologie doit être raisonnablement considérée comme une solution thérapeutique fiable qui a révolutionné le traitement des édentements par la multitude de solutions prothétiques proposées permettant le plus souvent d'atteindre des objectifs esthétiques, fonctionnels et de confort assez proche des dentures naturelles. Toutefois, le taux d'échec, dans ce domaine, n'est pas négligeable même si très variables selon les aspects considérés. Selon les études publiées, il est estimé de 1 % [¹] à 29 % [²]. Qu'il soit biologique (péri-implantite) ou mécano-prothétique, l'échec en implantologie est toujours particulièrement redouté tant la résolution des difficultés afférentes peut s'avérer complexe à mettre en œuvre ou même à atteindre. Pour y faire face, les implants ne cessent d'évoluer. Les travaux sur leur design et leur état de surface visent l'amélioration de l'ostéo-intégration tandis que l'évolution des connexions prothétiques cherche à faciliter et à optimiser la réalisation de la prothèse en termes d'intégration esthétique, biologique et fonctionnelle.

La connexion est le lieu de jonction de l'implant avec le système prothétique. Elle se réalise le plus souvent par l'intermédiaire d'un pilier vissé ou transvissé à l'implant. C'est au niveau de cette jonction que sont transmises les contraintes mécaniques issues de la prothèse, avec, comme pour tout système d'assemblage mécanique soumis à des contraintes répétées, des mécanismes d'usure par fatigue susceptibles d'altérer chaque élément en relation. La partie interne de l'implant, la partie engageante du pilier et/ou la vis peuvent ainsi être concernées.

Les premières contraintes mécaniques appliquées concernent les étapes de mise en œuvre du traitement implanto-prothétique. Elles correspondent aux cycles d'assemblage/désassemblage des différentes pièces au sein de l'implant de sa mise en place initiale à l'ensemble des étapes prothétiques qui sont nécessaires à son élaboration jusqu'à sa mise en service finale. Ces contraintes sont susceptibles d'altérer les surfaces en contact, et donc la précision de l'assemblage. Les autres contraintes mécaniques, qui peuvent endommager la connexion implantaire, sont celles transmises pendant toute la période de service du couple implanto-prothétique. Elles mettent en jeu, entre autres, des phénomènes de frottements et de corrosion électrochimiques, beaucoup plus complexes, qui évoluent et se conjuguent.

La tribologie est la science qui étudie les frottements. Encore trop peu considérée en odontologie, elle concerne pourtant la plupart des systèmes prothétiques. Cet article s'intéresse ainsi aux différents phénomènes tribologiques mis en jeu au niveau des interfaces implant/pilier/vis ainsi qu'à leurs conséquences mécaniques et biologiques. Après un bref rappel sur les différents systèmes de connexions implantaires, nous aborderons dans un premier temps la problématique des mécanismes d'usure à l'interface implanto-prothétique et leurs moyens d'études. Nous distinguerons alors les endommagements primaires induits par les manipulations des pièces pendant la mise en œuvre du traitement, des endommagements secondaires, causés par les micro-déplacements suite à la mise en service de la prothèse, et qui opposent sur une longue durée les surfaces implantaires et prothétiques dans un milieu humide (^fig. 1). Nous expliquerons ainsi les conséquences mécaniques et biologiques de ces phénomènes d'usure mécanique et électrochimique complexes appelés tribocorrosion, ou plus précisément « fretting-corrosion », frottements sous petits débattements, qui sont jusqu'alors bien trop peu considérés en odontologie.

Présentation des connexions implanto-prothétiques

En fonction du type de prothèses et du contexte clinique, plusieurs systèmes de connexion sont possibles. Ces derniers peuvent être considérées à deux niveaux : d'une part, au niveau implantaire, en fonction de son design dans l'implant ; d'autre part, au niveau prothétique, en fonction du moyen d'assemblage employé pour maintenir la prothèse. Au niveau implantaire, la connexion distingue deux grands concepts : externe ou interne (^fig. 2). La connexion externe est dite « non engageante », ce qui signifie que le pilier est stabilisé au-dessus du col implantaire par un polygone. Seule la vis implantaire pénètre à l'intérieur de l'implant pour maintenir la cohésion de l'ensemble. Les systèmes à connexion interne sont caractérisés par la mise en contact du pilier à l'intérieur de l'implant. La position du pilier y est souvent stabilisée par un système d'indexation dans la partie la plus apicale de la connexion. L'insertion du pilier dans l'implant implique que les parois de la connexion convergent pour limiter le phénomène de friction entre les pièces. La profondeur de pénétration, le degré de conicité du pilier et le type d'indexation interne varie en fonction des systèmes implantaires. En deçà de 11^o degrés de conicité, les fabricants évoquent une connexion interne de type cône morse par analogie avec le concept industriel de soudure à froid développé par Stephen Morse [³]. Cependant, un réel cône morse ne s'obtient qu'à partir de 3^o de conicité et il n'est théoriquement plus possible de séparer les pièces ainsi assemblées. Ce terme ne devrait donc pas être employée en prothèse implantaire puisqu'aucun système ne présente ces caractéristiques. Parmi les types de connexion internes les plus récentes, le principe de « platform switching » [⁴] implique l'utilisation d'un pilier dont l'émergence est plus étroite que le col implantaire qui le déborde sur toute la périphérie. S'il permet au pilier de développer un profil d'émergence mieux adapté à la transition géométrique, de la connexion implantaire jusqu'à la base cervicale de la dent restaurée, ce concept implique aussi une connexion exclusivement réalisée à l'intérieur de l'implant où se dissipe l'essentiel des contraintes transmises. On peut alors penser que les phénomènes tribologiques seront le facteur prépondérant d'endommagement des matériaux constituant la connexion implantaire (^fig. 3).

Du point de vue de l'assemblage prothétique, deux concepts de connexion implantaire existent : transvissé ou scellé (^fig. 4). En prothèse transvissée, la restauration est maintenue uniquement par une vis. Cette prothèse nécessite la présence d'un puit d'accès à la vis dont la situation peut nuire à la morphologie de la restauration et son esthétisme.

La prothèse transvissée se divise en deux catégories :

– transvissée à un étage ou « direct-implant » : la prothèse est directement connectée à l'implant, maintenue par une vis ;

– transvissée à deux étages : la prothèse repose sur un pilier conique auquel elle est maintenue par une vis et qui peut être lui-même vissé à l'implant (Dentsply Sirona™) ou transvissé (Straumann™).

La prothèse scellée sur implant, s'inspire de la prothèse fixée conventionnelle sur pilier dentaire. L'élément corono-périphérique est scellé à l'aide d'un ciment sur un pilier qui est quant à lui vissé ou transvissé dans l'implant. L'impact du mode d'assemblage prothétique n'est pas neutre au regard des contraintes. Des études ont montré que si les systèmes transvissés facilitent les ré-interventions, les forces y sont transmises plus directement, tandis que le ciment des systèmes scellés dissiperait une partie de l'énergie transmise [⁵].

Tribologie au sein des connexions implantaires : problématique et moyens d'étude

Les 3 éléments qui composent la connexion implantaire, implant, pilier et vis, s'imbriquent les uns avec les autres. Ainsi trois interfaces sont susceptibles de s'user par frottements (^fig. 5) :

– interface implant/pilier ;

– interface pilier/vis ;

– interface vis/implant.

Les conditions du frottement sont particulières car réalisées dans la cavité buccale. Dans ce milieu forcément humide, ces interfaces de frottement constituées d'éléments métalliques sont également susceptibles de se corroder. Les phénomènes d'usure au sein de la connexion implantaire justifient donc des études par tribocorrosion [⁶-¹⁰] (^fig. 6).

L'assemblage implanto-prothétique subit donc des endommagements en deux temps :

– d'une part, lors de l'élaboration de la prothèse liée aux diverses manœuvres d'insertion/désinsertion qu'on peut qualifier d'endommagements primaires. En effet, l'élaboration d'une prothèse implantaire, qu'elle soit scellée ou transvissée, unitaire ou plurale, nécessite un certain nombre de cycles d'assemblage/désassemblage du pilier sur l'implant. En moyenne, le nombre des cycles vissage/dévissage pour les étapes cliniques et de laboratoire se situe entre 5 et 15 [¹¹], en fonction du type de prothèses et des nombres d'essayage (^tableau 1) ;

– d'autre part, une fois la prothèse mise en service, la connexion implantaire est soumise à des micromouvements causés par les fonctions manducatrices et autres contraintes de l'environnement buccal responsables d'endommagements secondaires [¹²].

Les mécanismes d'endommagement qui ont lieu au cours du temps font donc appel à des notions plus spécifiques de « fretting-corrosion », soit un frottement à très faible débattement dans un environnement aqueux. Les mouvements qui ont lieu entre les différents éléments implantaires sont de l'ordre de quelques micromètres [⁶-¹⁰]. La grande variété des paramètres qui détermine le comportement du système tribologique dans ces conditions est particulièrement complexe à maîtriser. Les travaux de Mischler [¹³-¹⁷], Celis [¹⁸], Ponthiaux [¹⁹, ²⁰], Fouvry [²¹-²⁶], Mac Donald et Geringer [²⁷], et Mathew [⁸, ²⁸] entre autres ont permis de mieux appréhender les études par fretting-corrosion (^fig. 7). Ils mettent en évidence que l'usure totale subie (W) résulte de la combinaison de l'usure mécanique (W_m) et de l'usure corrosive (W_c), mais également de l'usure synergique des deux précédents mécanismes (DW) [²⁹] :

W = W_m + W_c + DW

L'intérêt de cette approche est de comprendre l'impact de l'usure synergique (DW) qui peut soit amplifier la perte de matériau dû au frottement ou, au contraire, limiter l'usure par la présence d'une couche protectrice due à la corrosion [³⁰].

Les études in vitro par fretting corrosion sont réalisées à l'aide de dispositifs spécifiques nommé tribocorrosimètres. Le dispositif présenté dans la ^figure 8, qui a été utilisé pour les expérimentations, est composé d'un moteur électromagnétique permettant un mouvement alternatif de déplacement des échantillons. Un bac amovible d'un volume de 300 mL environ permet d'effectuer les essais en solution aqueuse.

Les échantillons métalliques sont isolés électriquement, afin de mesurer un courant issu des matériaux métalliques, uniquement dû à la corrosion par frottement. Le déplacement lors d'un essai de fretting corrosion est mesuré à l'aide d'un capteur capacitif (Lion Precision™). Ce dernier permet d'imposer des déplacements sinusoïdaux jusqu'à 1 μm. La cellule de force est un capteur piézo-électrique. Une attention particulière a été portée pour minimiser les effets des forces « désaxées ». La force maximale mesurable est de 220 N. L'application de la force normale est assurée par l'ajout de masses qui permettent d'adapter sa valeur appliquée. Le déplacement est imposé et la force tangentielle F_t est mesurée grâce à la cellule de force. L'enregistrement des cycles de frottement (cycles F_t(δ)) se fait grâce au logiciel Wintest™ (Testometric™). L'ensemble de ces paramètres permet de s'approcher au plus près des conditions tribologiques d'une connexion interne implantaire sur des échantillons dont la forme est adaptée au dispositif de mesure. Les expérimentations menées ont ainsi été réalisées avec un débattement de 40 μm (déplacement total de 80 μm) à une fréquence de 1 Hz pendant 16 heures.

Caractérisation des endommagements primaires

Pour caractériser les endommagements primaires, des cycles d'assemblage/désassemblages avec des piliers catalogue TiDesign™ (alliage de titane de grade 5, Ti-6Al-4V) sur des implants Astra TX OsseoSpeed™ (titane de grade 4, longueur 13 mm/diamètre 4,5 mm) à connexion interne ont été réalisés. Les différentes zones de la connexion mises en contact ont été observées au microscope électronique à balayage (MEB) afin de mettre en évidence les endommagements subis (^fig. 9).

Ces endommagements ont également été observés sur des échantillons ex vivo étudiés après quelques mois seulement de mise en service (^fig. 10). Nos observations montrent que des endommagements primaires sont causés par le praticien et le prothésiste lors des cycles d'insertion/désinsertion, qui intéressent les zones les plus saillantes et anguleuses de la connexion sur le pilier mais aussi dans l'implant. Ils sont alors susceptibles d'altérer la stabilité de la jonction et de favoriser l'amplitude des frottements pendant la période de service clinique du couple implanto-prothétique.

Concernant la vis, son filetage tend également à s'endommage au fur et à mesure des serrages avec formation de débris. Ces derniers vont faire augmenter le coefficient de frottement et nuire ainsi à la valeur de la précontrainte obtenue [¹¹, ³¹, ³²]. Les recommandations faites par Weiss et al. sur l'utilisation de vis de laboratoire lors de la confection d'une prothèse sur implant et l'utilisation d'une vis neuve pour le serrage d'usage semblent confirmées par ces résultats [¹¹]. On peut alors pointer une incohérence dans l'attitude des fabricants de pièces implantaires qui recommandent également l'utilisation d'une vis neuve pour le serrage d'usage mais qui ne fournissent pas systématiquement avec leur pilier une vis spécifique pour les étapes de laboratoire et d'essai clinique.

Étude des endommagements secondaires par fretting corrosion

Des expérimentations de « fretting corrosion » en salive humaine sur différents matériaux (alliage de titane « Ti-6Al-4V », titane pur « Ti » et Zircone yttiée « Y-TZP ») ont permis de mettre en évidence la présence d'endommagement notables sur les surfaces frottées au-delà des surfaces en contact (^fig. 11). L'analyse des courbes de potentiel libre de corrosion (open circuit potential, OCP) met en évidence que le frottement induit la destruction du film passif d'oxyde de titane (TiO₂) qui protège normalement le titane des phénomènes de corrosion, et cela pour tous les couples étudiés (^fig. 12) [³³]. Les couples purement métalliques (Ti-6Al-4V/Ti-6Al-4V ; Ti-6Al-4V/Ti) s'endommagent non seulement au cours du frottement, mais également à l'arrêt de ce dernier, car les phénomènes de corrosion perdurent et entravent la reformation de la couche de passivation. En présence de zircone yttriée, les phénomènes de corrosion sont moins importants, i.e. le potentiel libre augmente au cours de la séquence de fretting. Il est alors raisonnable de penser que la couche de passivation a tendance à se reformer malgré les sollicitations mécaniques dues au frottement. Le troisième corps formé à partir des débris générés lors de l'endommagement pourrait aussi protéger le matériau métallique. À l'arrêt du frottement, le potentiel retrouve plus rapidement la valeur d'avant endommagement. Toutefois, les surfaces sont tout autant dégradés en présence de zircone (^fig. 12). À long terme, ils pourraient contribuer à la perte de l'assemblage implanto-prothétique ou à la fragilisation d'une des pièces pouvant conduire à leur rupture.

Nos études en « fretting corrosion » ont également mis en évidence la présence de débris dont le diamètre varie de quelques centaines de nanomètres à 1 ou 2 microns (^fig. 11). Sous la contrainte, les matériaux frottés doivent s'accommoder soit par déformation plastique, soit par dégradation. Ces mécanismes sont responsables, entre autres, de la formation de débris largement inférieurs à la taille d'un fibroblaste gingival (environ 30 μm) [³⁴] qui peuvent donner lieu à des complexes organo-métalliques en s'agrégeant aux protéines présentes au sein de la salive. Les débris inférieurs à 1 μm peuvent alors être internalisés par les cellules gingivales. Plusieurs auteurs ont mis en évidence leur biotoxicité, en particulier autour des implants dentaires [⁸, ⁹, ³⁵]. En effet, ces débris peuvent être responsables de phénomènes inflammatoires à l'origine de colorations des tissus mous autour des implants par réactions allergiques [³⁶], mais également de l'activation puis de la différenciation des ostéoclastes. Ils pourraient à ce titre être considérés parmi les facteurs étiologiques des péri-implantites [⁷, ⁹, ³⁵]. Généralement, ces complications d'ordre biologiques sont attribuées à la présence de bactéries nocives présentes dans la plaque dentaire, principale responsable de maladies parodontales [³⁷]. Cependant, dans certaines situations, le facteur bactérien n'est sans doute pas seul responsable de ces échecs dont beaucoup demeurent inexpliqués. L'accumulation de ces débris autour du col implantaire, au contact direct des tissus gingivaux, couplée aux contraintes occlusales peut entraîner la différentiation des ostéoclastes, conduire à l'issue d'une cascade inflammatoire, à des phénomènes de résorption osseuse autour des implants [⁷].

Conclusion

De nombreuses contraintes mécaniques sont susceptibles d'altérer les éléments mis en jeux dans l'assemblage implanto-prothétique au sein de la connexion implantaire. Dans les systèmes à connexion interne notamment, des endommagements des parties les plus saillantes du pilier, de l'implant et de la vis ont lieu par les multiples assemblages/désassemblages des pièces lors des procédures de mise en œuvre du traitement. Ils peuvent ainsi altérer la stabilité de l'assemblage pendant toute la durée de service du complexe implanto-prothétique. Les phénomènes de frottements sous petits débattements en solution, « fretting corrosion », qu'ils subissent alors dans un environnement biologique humide s'en trouvent favorisés. Des phénomènes de tribocorrosion conduisent à une usure des parties en contact ainsi qu'à la formation de micro-débris repoussés dans l'environnement péri-implantaire. Ces mécanismes complexes et multifactoriels pourraient expliquer certains échecs implantaires tant sur le plan mécanique (dévissage, rupture des pièces) que biologique (péri-implantites). Une meilleure compréhension de ces mécanismes et de leurs conséquences est indispensable pour améliorer ou développer les matériaux impliqués dans les systèmes implanto-prothétiques.

Bibliographie

• 1 Romeo E, Storelli S. Systematic review of the survival rate and the biological, technical, and aesthetic complications of fixed dental prostheses with cantilevers on implants reported in longitudinal studies with a mean of 5 years follow-up. Clin Oral Implants Res 2012;23:39-49.
• 2 Loza-Herrero MA, Rivas-Tumanyan S, Morou-Bermudez E. Success and complications of implant-retained prostheses provided by the Post-Doctoral Prosthodontics Program, University of Puerto Rico: A cross-sectional study. J Prosthet Dent 2015;114(5):637-43.
• 3 Hernigou P, Queinnec S, Flouzat Lachaniette CH. One hundred and fifty years of history of the Morse taper: from Stephen A. Morse in 1864 to complications related to modularity in hip arthroplasty. Int Orthop 2013;37(10):2081-8.
• 4 Lazzara RJ, Porter SS. Platform switching: A new concept in implant dentistry for controlling postrestorative crestal bone levels. Int J Periodontics Restorative Dent 2006;26(1):9-17.
• 5 Silva GC, Cornacchia TM, de Magalhães CS, Bueno AC, Moreira AN. Biomechanical evaluation of screw- and cement-retained implant-supported prostheses: A nonlinear finite element analysis. J Prosthet Dent 2014;112(6):1479-88.
• 6 Souza JCM, Barbosa SL, Ariza E, Celis JP, Rocha LA. Simultaneous degradation by corrosion and wear of titanium in artificial saliva containing fluorides. Wear 2012;292-293:82-8.
• 7 Apaza-Bedoya K, Tarce M, Benfatti C a. M, Henriques B, Mathew MT, Teughels W, et al. Synergistic interactions between corrosion and wear at titanium-based dental implant connections: A scoping review. J Periodontal Res 2017;52(6):946-954.
• 8 Mathew MT, Kerwell S, Lundberg HJ, Sukotjo C, Mercuri LG. Tribocorrosion and oral and maxillofacial surgical devices. Br J Oral Maxillofac Surg 2014;52(5):396-400.
• 9 Revathi A, Borrás AD, Muñoz AI, Richard C, Manivasagam G. Degradation mechanisms and future challenges of titanium and its alloys for dental implant applications in oral environment. Mater Sci Eng C Mater Biol Appl 2017;76:1354-68.
• 10 Rodrigues DC, Valderrama P, Wilson TG, Palmer K, Thomas A, Sridhar S et al. Titanium Corrosion Mechanisms in the Oral Environment: A Retrieval Study. Mater Basel Switz 2013;6(11):5258-74.
• 11 Weiss EI, Kozak D, Gross MD. Effect of repeated closures on opening torque values in seven abutment-implant systems. J Prosthet Dent 2000;84(2):194-9.
• 12 Vieira AC, Ribeiro AR, Rocha LA, Celis JP. Influence of pH and corrosion inhibitors on the tribocorrosion of titanium in artificial saliva. Wear 2006;261(9):994-1001.
• 13 Mischler S. Triboelectrochemical techniques and interpretation methods in tribocorrosion: A comparative evaluation. Tribol Int 2008;41(7):573-83.
• 14 Mischler S, Rosset E, Stachowiak GW, Landolt D. Effect of sulphuric acid concentration on the rate of tribocorrosion of iron. Wear 1993;167(2):101-8.
• 15 Mischler S, Rosset EA, Landolt D. Effect of Corrosion on the Wear Behavior of Passivating Metals in Aqueous Solutions. Tribology Series : Amsterdam: Elsevier, 1993.
• 16 Mischler S, Munoz AI. Tribocorrosion. Reference Module in Chemistry, Molecular Sciences and Chemical Engineering : Amsterdam: Elsevier; 2018.
• 17 Mischler S, Ponthiaux P. A round robin on combined electrochemical and friction tests on alumina/stainless steel contacts in sulphuric acid. Wear 2001;248(1):211-25.
• 18 Celis J-P, Ponthiaux P, Wenger F. Tribo-corrosion of materials: Interplay between chemical, electrochemical, and mechanical reactivity of surfaces. Wear 2006;261(9):939-46.
• 19 Ponthiaux P, Wenger F, Drees D, Celis JP. Electrochemical techniques for studying tribocorrosion processes. Wear 2004;256(5):459-68.
• 20 Ponthiaux P, Wenger F, Richard C. Tribocorrosion. Tech Ing 2017.
• 21 Fouvry S, Kapsa P, Vincent L. Quantification of fretting damage. Wear 1996;200(1):186-205.
• 22 Fouvry S, Kapsa P, Vincent L. Analysis of sliding behaviour for fretting loadings: determination of transition criteria. Wear 1995;185(1):35-46.
• 23 Fouvry S, Kapsa P, Zahouani H, Vincent L. Wear analysis in fretting of hard coatings through a dissipated energy concept. Wear 1997;203-204:393-403.
• 24 Fouvry S, Liskiewicz T, Kapsa P, Hannel S, Sauger E. An energy description of wear mechanisms and its applications to oscillating sliding contacts. Wear 2003;255(1):287-98.
• 25 Fouvry S, Paulin C, Liskiewicz T. Application of an energy wear approach to quantify fretting contact durability: Introduction of a wear energy capacity concept. Tribol Int 2007;40(10):1428-40.
• 26 Fouvry S, Kapsa P. An energy description of hard coating wear mechanisms. Surf Coat Technol 2001;138(2):141-8.
• 27 Geringer J, Kim K, Pellier J, Macdonald DD. 3 - Fretting corrosion processes and wear mechanisms in medical implants. Bio-Tribocorrosion in Biomaterials and Medical Implants : Cambridge: Woodhead Publishing; 2013.
• 28 Mathew MT, Barão VA, Yuan JC-C, Assunção WG, Sukotjo C, Wimmer MA. What is the role of lipopolysaccharide on the tribocorrosive behavior of titanium? J Mech Behav Biomed Mater 2012;8:71-85.
• 29 Jiang J, Stack MM. Modelling sliding wear: From dry to wet environments. Wear 2006;261(9):954-65.
• 30 Cruz HV, Souza JCM, Henriques M, Rocha LA. Tribocorrosion and Bio-Tribocorrosion in the Oral Environment: The Case of Dental Implants. Biomedical tribology : New York: Nova Science Publishers; 2011.
• 31 Byrne D, Jacobs S, O'Connell B, Houston F, Claffey N. Preloads generated with repeated tightening in three types of screws used in dental implant assemblies. J Prosthodont Off J Am Coll Prosthodont 2006;15(3):164-71.
• 32 Butkevica A, Nathanson D, Pober R, Strating H. Measurements of Repeated Tightening and Loosening Torque of Seven Different Implant/Abutment Connection Designs and Their Modifications: An In Vitro Study. J Prosthodont Off J Am Coll Prosthodont 2016;27(2):153-161.
• 33 Corne P, De March P, Cleymand F, Geringer J. Fretting corrosion behavior on dental implant connection in human saliva. J Mech Behav Biomed Mater (en cours de parution).
• 34 Pae A, Lee H, Kim HS, Kwon YD, Woo YH. Attachment and growth behaviour of human gingival fibroblasts on titanium and zirconia ceramic surfaces. Biomed Mater Bristol Engl 2009;4(2):025005.
• 35 Sridhar S, Abidi Z, Wilson TG, Valderrama P, Wadhwani C, Palmer K, et al. In Vitro Evaluation of the Effects of Multiple Oral Factors on Dental Implants Surfaces. J Oral Implantol 2016;42(3):248-57.
• 36 Chaturvedi TP. An overview of the corrosion aspect of dental implants (titanium and its alloys). Indian J Dent Res 2009;20(1):91-8.
• 37 Persson GR, Renvert S. Cluster of bacteria associated with peri-implantitis. Clin Implant Dent Relat Res 2014;16(6):783-93.

Remerciements

Les auteurs remercient le centre de compétence ERMIONE de l'Institut Jean Lamour et le service d'imagerie des Mines Saint-Étienne pour leur contribution à la collecte des résultats.

Liens d'intérêts

Les auteurs déclarent n'avoir aucun lien d'intérêts concernant cet article.

Auteur

Pascale Corne - MC Associé, Praticien Attaché, Faculté d'Odontologie de Lorraine, Département Prothèses, Institut Jean Lamour, UMR 7198 CNRS, Équipe 401 DOLPHIN Nanomatériaux pour la vie et le développement durable

Pascal De March - MCU-PH, Faculté d'Odontologie de Lorraine, Département Prothèses, Institut Jean Lamour, UMR 7198 CNRS, Équipe 401 DOLPHIN Nanomatériaux pour la vie et le développement durable

Franck Cleymand - MCU, HDR, École des Mines de Nancy, Institut Jean Lamour, UMR 7198 CNRS, Équipe 401 DOLPHIN Nanomatériaux pour la vie et le développement durable

Jean Geringer - Maître Assistant, HDR, Mines Saint-Étienne, UMR INSERM 1059