D’autres facteurs soupçonnés d’être liés à la perte d’os sont la largeur biologique autour de l’implant ( Cochran et autres 1997; Hermann et autres 1997 ), les caractéristiques extérieures de l’implant ( Cochran et autres 1996 ), et le placement de la partie lisse de col de l’implant en contact avec l’os ( Hämmerle et autres 1996; Jung et autres 1996 ). Chez les études des animaux, sensiblement moins de perte d’os a été trouvée avec des surfaces sablées et mordacées qu’avec des surfaces en titane pulvérisé au plasma (système ITI) ( Cochran et autres 1996 ). Dans d’autres expériences, on a montré que le niveau d’os se situait entre la frontière entre le col lisse et l’enduit de pulvérisation au plasma ( Barbier et Schepers 1997; Hermann et autres 1997 ). Hansson (2000a) a trouvé une corrélation positive entre quelques paramètres extérieurs de rugosité et la résistance aux foces de cisaillement, et a suggéré que les éléments de conservation du col de l’implant, par opposition à un col lisse, pouvait contrecarrer la résorption marginale d’os ( Hansson 1999 ). Le même auteur a rapporté qu’une interface conique des piliers implantaires provoquait une diminution d’os maximal autour de l’implant à cause des forces de cisaillement supérieures par rapport à une interface plate ( Hansson 2000b ).
Pour éliminer l’influence possible des surfaces sur la résorption d’os, le col lisse du système d’implant ITI a été placé supracrestallement dans des études cliniques, qui ont étudié la perte d’os pendant la première année après chirurgie. Cependant on a quand même rapporté des pertes moyennes d’os crestal de 0,53-0,83 millimètres ( Brägger 199å ) et 0,78 millimètres (s’étendant entre 2,61 et +0,47 millimètres) ( Brägger et autres 1998b ). Ceci suggère l’existence de facteurs additionnels concernant la perte d’os. Une perte moyenne d’os d’environ 1,3 à 2 millimètres a été également rapportée pour des systèmes Steri-Oss après la première année du service ( Jung et autres 1996 ). Sans compter qu’une corrélation positive existe entre la longueur du col poli et de la perte d’os après 12 mois, cette étude a également suggéré la participation de charge dans la résorption marginale d’os qui s’est produite au-dessous du col poli (environ 0,4 millimètres de perte d’os pour le tout implant des types). Pham et autres (1994) ont trouvé une perte sensiblement plus élevée d’os dans la période de pré-mise en charge que dans les périodes de mise en charge suivantes (jusqu’à 24 mois après chirurgie) et également plus élevé dans la première période du chargement du pilier (6-12 mois après chirurgie), que dans la seconde (12-24 mois après chirurgie). Cette perte d’os (faible), qui a eut lieu pendant la mise ne charge suggère également la participation possible d’un facteur biomécanique. Le ralentissement de la perte d’os dans les périodes de chargement a été interprété comme transition ‘à transformer charge-connexe de l’os ‘. Adell et autres (1986) ont proposé ce concept comme réaction d’os à l’effort fonctionnel, un processus qui est censé atteindre finalement l’équilibre un à plusieurs années après chargement. Transformer plus intensif dans la période tôt du chargement, qui a tendu à atteindre l’équilibre dans des périodes postérieures, a été également rapporté dans une étude sur des animaux en employant des implants IMZ ( Barbier et Schepers 1997 ).
Des niveaux stables à long terme d’os ont été rapportés pour l’implant Brånemark ( Goodacre et autres 1999 ) et pour le système ITI ( Buser et autres 1998; Weber et autres 2000 ) avec des pertes annuelles moyennes respectives de 0,1 et 0,03-0,05 millimètres. Sur des implants unitaires, aucun gain ou résorption n’a été observé dans l’os ( Goodacre et autres 1999; Mericske-Mericske-Stern et autres 2001a, b).
Quelques auteurs ont remarqué dans des études des implants individuels avec des pertes annuelles d’os excédant 0,2 millimètres, mais sans quel le niveau d’os se stabilise l’années suivante ou par intervention thérapeutique ( Chaytor 1993; Buser et autres 1999 ). Puisqu’un certain degré de perte annuelle d’os n’a pas nécessairement eu comme conséquence un échec implantaire, des voix se sont même élevées pour s’opposer à l’application clinique de cette évaluation comme critère de succès ( Chaytor 1993 ) ou en l’excluant même complètement des critères à prendre en compte concernant le succès d’une implantation d’un implant unitaire ( Buser et autres 1999 ).
Seuls quelques exemples d’échecs dus à la perte progressive d’os sans infection ont été rapportés ( Chaytor 1993; Buser et autres 1997; Ferrigno et autres 2002 ). Dans quelques études a rapporté en association avec une peri-implantite, un rendu radioclaire de l’os et une mobilité de l’implant après que l’osteointégration initial ait indiqué que un modèle plus souvent produit de os-implant la panne d’interface en l’absence de l’infection évidente ( Sanz et autres 1991; Buser et autres 1997; Ferrigno et autres 2002 ). Dans les deux modèles d’échec, on a proposé une étiologie biomécanique ( Tonetti et Schmid 1994; Esposito et autres 1998; Piattelli et autres 1998 ). Cette étiologie a été confirmée par les études sur des animaux, chez lesquelles la perte complète ou partielle d’ostéointégration a été noté eautour d’implants excessivement chargé en direction latérale ( Isodor 1996, 1997 ). La participation des facteurs biomécaniques dans la perte d’os est également soutenue par une étude chez le chien ( Hoshaw et autres 1994 ), chez lequel on a procédé à une mise en tension axiale cyclique avec des caractéristiques adéquates pour retenir l’os, mais restant cependant dans la gamme normale des forces de mastications. Cette étude chez le chien a pourtant entrainé une résorption autour du col implantaire. Dans des implants non mis en charge utilisés comme témoins aucune perte d’os n’a été observée. Dans les études mentionnées ci-dessus, des contraintes sur l’os au delà du seuil acceptable ont été soupçonnés de causer la perte d’os. Des modèles animaux, des modèles analytiques et une analyse par (FEA) ( Finite Element Analysis) ont été employés pour étudier la corrélation entre la surcharge et la perte d’os, conduisant à l’échec implantaire, et un mécanisme possible d’une surcharge par rétroaction positive ont été suggérés ( Brunski 1999; Brunski et autres 2000 ).
Suivant l’importance des forces, la charge statique ou dynamique, la caractéristique de la force et sa direction ont été suggérés pour déclencher différentes réponses d’os. Les charges excessives dynamiques perpendiculaires à l’axe implantaire ont été remarqué comme pouvant causer une perte d’os autour de la partie marginale de implant, alors que les charges statiques modérées n’avaient pas comme conséquence un changement quelconque dans la qualité ou la quantité d’os ( Duyck et autres 2001 ). On a remarqué une activité de remodelage osseux supérieure pour des mises en charge non-axiales que pour des mises en charges axiales (sur un modèle animal) ( Barbier et Schepers 1997 ). Ceci a été corrélée avec des résultats similaires menés dans une étude par analyse FEA ( Barbier et autres 1998 ).
Dans un article synoptique, Wiskott et Belser (1999) ont précisé que la surcharge horizontale impliquée dans la perte progressive d’os et certain type d’échec implantaire ne pouvaient pas être la cause d’une résorption crestale limitée d’os, qui apparaît médicalement comme un phénomène “limité à l’individu”. Cependant, la frontière entre l’environnement mécanique qui mène à l’échec implantaire et l’environnement sous jacent dans lequel l’os s’adapte par la résorption d’os spacifique à ‘individu n’est pas encore clairement démontrée.
Les derniers développements …
Afin d’essayer de clarifier la relation entre la perte d’os et l’effort dans l’os et implante, un FEA (3D) tridimensionnel a été exécuté pour étudier la distribution des forces dans l’os et en présence d’un défaut d’os de diverses formes et dimensions.
Bien que la perte osseuse autour des implants soit considérée comme une complication quand elle progresse de manière incontrôlée, la résoption ne se termine pas toujours par la perte de l’implant, mais peut être le résultat de l’adaptation biomécanique au stress. Pour vérifier cette hypothèse, une analyse d’éléments finis en trois dimensions a été effectuée et l’influence de l’aspect et de la quantité de résorption osseuse marginale au stress dans l’os et l’implant a été analysée. Neuf modèles osseux avec un implant ont été créés : un modèle (Base) sans résorption et huit variations dans lesquelles trois profondeurs de résorption différentes ont été combinées avec des résorptions verticales ou coniques (verticale-horizontale). Des forces axiales et vestibulo-linguales ont été appliquées de manière indépendante en occlusal au centre de la superstructure. Quelle que soit la direction de la charge, les stress osseux étaient plus importants dans la résorption verticale pure (A) que dans le modèle de base et augmentaient avec la profondeur de résorption. Cependant, le stress osseux cortical était beaucoup plus faible dans les modèles à résorption conique que dans les modèles Base et A de même profondeur de résorption. Une tendance opposée était observée dans l’os spongieux sous charge vestibulo-linguale. Sous charge vestibulo-linguale, le stress le plus important dans l’implant augmentait linéairement avec la profondeur de résorption et ceci dans tous les modèles étudiés et sa localisation approchait l’espace existant en-dessous du pilier. Les résultats de cette analyse suggèrent qu’une certaine quantité de résorption conique pourrait être le résultat d’une adaptation biomécanique au stress osseux. Cependant, quand la résorption osseuse progresse les stress s’amplifiant dans l’os spongieux et au niveau de l’implant sous une force latérale peuvent résulter en un échec implantaire.
Kitamura, Eriko, Stegaroiu, Roxana, Nomura, Shuichi & Miyakawa, Osamu (2004) Biomechanical aspects of marginal bone resorption around osseointegrated implants: considerations based on a three-dimensional finite element analysis. Clinical Oral Implants Research 15 (4), 401-412.doi: 10.1111/j.1600-0501.2004.01022.x
