L’Etat de surface lisse comme premier rempart

Auteurs : Dr. Augustin Lerebours (PhD) – Dr. Fabienne Jordana (MCU-PH)

Les péri-implantites alors inexistantes dans les premiers temps de l’implantologie dentaire ont plus que doublé ces 20 dernières années et leur prévalence ne cesse d’augmenter.

Comment expliquer cet essor ?
Bien qu’il ait été démontré que les modifications de surface améliorent l’ostéointégration au début de l’implantation, l’influence de l’état de surface sur la prévalence d‘apparition des péri-implantites manquent de données cliniques randomisées et d’études scientifiques. Or depuis quelques années nous assistons à un retour à l’état de surface lisse. Cet article explique ce retour par une analyse fine des interactions complexes et dynamiques des différents acteurs biologiques avec la surface de l’implant.

Cicatrisation osseuse et ostéointégration

 

Que se passe-t-il après la pose d’un implant ?
 
Assurer la stabilité primaire est l’exigence principale du clinicien et se traduit par une minimisation de la mobilité. Cette stabilité dépend notamment de la qualité du site implantaire [1]. Un ajustement entre la morphologie multi-échelle de l’implant et le protocole de forage permet d’optimiser cette stabilité pour s’adapter aux variations de la qualité osseuse initiale [2][3]. Cette stabilité est court-terme et va être remplacée progressivement par la stabilité dite secondaire (long-terme) par l’os néoformé adapté à son nouvel environnement (os-biomatériau) [4].
Cet os néoformé est issu du processus complexe d’ostéointégration et va évoluer constamment en fonction des contraintes occlusales exercées [5]. Néanmoins, les protocoles de forages, la pose de l’implant sont également les acteurs du traumatisme et de l’inflammation aiguë du tissu péri-implantaire [6]. Ce traumatisme va entrainer une apoptose et une nécrose partielle des cellules péri-implantaires.
 

Quelle est donc la meilleure adéquation entre les contraintes physiologiques et les contraintes biomécaniques ?

Figure 1 : Cellules acteurs de la régénération du tissu osseux
Le processus de cicatrisation du site commence et se déroule en trois phases :

• La phase hémorragique (jour 0)
• La phase inflammatoire (jour 0 à 14 jours)
• La phase d’ostéointégration (jour 14 à 2 ans)
• Formation du cal osseux précoce (45 jours)
• Ostéointégration péri-implantaire primaire (6 mois)
• Os péri-implantaire fonctionnel (2 ans)
• Os en constant remaniement

Instantanément, l’hémorragie commence et s’en suit la formation d’un caillot sanguin autour de l’implant. Un réseau de fibrines se met en place par la suite [7] (Cf. figure 2) . Pendant les 48 premières heures, on est en présence d’une réponse inflammatoire aiguë. Les macrophages, les neutrophiles, les granulocytes, les monocytes, les fibroblastes et les cellules souches peuvent dès lors migrer vers la surface de l’implant par cet échafaudage de fibrines nouvellement formé (Cf. figure 2). Le réseau de fibrines se réorganise en un tissu granulaire. Sous condition d’une diminution des signaux inflammatoires le tissu biologique se transformera en ostéoïde trabéculaire (os nouvellement formé mais non minéralisé, sans calcification) (Cf. figure 2).

La formation osseuse ne peut se faire qu’avec une maîtrise de l’inflammation aiguë, il s’agit d’éviter de passer en inflammation chronique, barrière à la formation d’os néoformé [7].

Figure 2 : Interactions biologique os/implant post-implantation [7]

Les éléments minéraux tels que le calcium et le phosphore vont se fixer sur ce tissu biologique pour former le cal osseux précoce [8], [9]. L’os va ensuite se remodeler par un jeu de formation osseuse par les ostéoblastes et de résorption osseuse par les ostéoclastes. Les ostéocytes, capteurs biologiques des contraintes mécaniques vont activer plus moins les ostéoblastes et les ostéoclastes en fonction de l’amplitude et des directions des contraintes (Loi de Wolf) (Cf. figure 2).
La phase d’ostéointégration est plurifactorielle [10] :

• Facteurs liés au patient (âge, pathologies, addictions telles que le tabac, l'alcool, parafonctions telles que le bruxisme)
• Facteurs liés au site implanté (qualité/Quantité osseuse, cicatrisation, territoire anatomique, Occlusion)
• Facteurs liés à l’intervention (Plateau technique, complexité, entraînement et expérience de l’équipe chirurgico-prothétique)
• Facteurs liés à l’implant (Etats de surface, forme, accastillage, dimensions)

Figure 3 : Facteurs liés à l'ostéointégration

Maitrise de l’inflammation

Que signifie la maitrise de l’inflammation ? Les monocytes font partie des premiers acteurs cellulaires de l’interaction cellule-matériau. Ces cellules vont s’activer suite à la reconnaissance d’un corps étranger et l’action des signaux métaboliques des cellules traumatisées [11]. Cette activation s’appelle polarisation, deux voies sont possibles (Cf. figure 4) :
La polarisation en macrophage M1. Ces cellules sont les précurseurs des signaux pro-inflammatoire (TNF-α, IL-1 α, IL-1β, IL-6, IL-12, Il-23, CXCL10, CXCL9, CXCL11, CXCL16, CCL5) [11]
La polarisation en macrophage M2. Ces cellules sont les précurseurs des signaux de cicatrisation (TNF-β, IL-10, ICCL1, CCL17, CCL18, CCL22, CCL24, CXCL13, VEGF) [11]

Figure 4 : principe de la colonisation bactérienne [17]

En phase initial post-implantation, le ratio M1/M2 est proche de 1, l’inflammation est aiguë. Si ce ratio reste élevé (contamination bactérienne, relargage, stratégie chirurgical), la réponse inflammatoire initialement aiguë ne va pas/peu décroître, la réponse sera dite chronique et augmente considérablement le risque de développer une péri-implantite précoce avant même la mise en charge de l’implant [11]. Le site doit donc être extrêmement propre et aseptique et l’implant stable et étanche pour éviter toute contamination du microbiote buccal et le tissu péri-implantaire [11].
 
A noter, qu’en plus d’augmenter les facteurs inflammatoires, les bactéries déstabilisent le processus de remodelage osseux. En effet, la surface de l’implant est une surface stratégique de colonisation en compétition entre les bactéries et les cellules osseuses/cellules système immunitaire. Comparativement aux implants orthopédiques, les bactéries ont un réel avantage dans le cas des implants dentaires de par la nature non stérile/stérile de la zone à reconstruire. Les bactéries peuvent par ailleurs être internalisées par les ostéoblastes, un mécanisme de défense leur permet d’entrainer la mort de l’ostéoblaste hôte [12]. L’ostéoclagénèse sera de fait favorisée entrainant une résorption osseuse. Enfin, la formation du biofilm bactérien est de nature acide ce qui entraine une dégradation chimique autocatalytique du titane [12]. Les produits de dégradations rentreront en synergie avec les bactéries dans la promotion de l’inflammation M1.

 

Péri-implantites

La péri-implantite est une maladie péri-implantaires, complication secondaire d’ordre biologique. Le terme « péri-implantite » a été utilisé pour la première fois en 1965 par le Dr. J. Levignac [13]. Ce terme désigne une atteinte inflammatoire des tissus mous entourant l’implant, accompagnée d’une perte osseuse qui excède la réorganisation physiologique normale de l’os péri-implantaire sur un implant en fonction [14].
La péri-implantite est devenue une pathologie si fréquente dans l’implantologie dentaire, que les cliniciens se doivent de maitriser les facteurs de risques et les approches thérapeutiques.
La péri-implantite est le principal facteur affectant la durée de vie d’un implant dentaire. 16 à 28% des patients implantés développent une péri-implantite à court ou moyen terme [15]. L’origine des péri-implantite n’est pas encore bien établie dans la littérature, cependant il est clair qu’elle n’est pas exclusivement d’origine infectieuse car outre le facteur bactérien, la péri-implantite résulte d’une interaction complexe entre l’implant et l’hôte [15][16]. En effet, nous sommes en présence de plusieurs acteurs qui vont interagir entre eux et avec la surface de l’implant (composition atomique, organisation structurelle, oxydes, propriétés mécaniques, texture de surface) via des voies de signalisation métaboliques activées ou restreintes.

Figure 5 : Cas de Péri-implantites [2]

Les acteurs sont :

• Les ostéoblastes
• Les ostéoclastes
• Les ostéocytes
• Les cellules ostéogéniques
• La flore bactérienne
• Les cellules du système immunitaire primaire (neutrophiles, macrophages, monocytes, etc)

Les acteurs sont : Les ostéoblastes les ostéocytes, les cellules ostéogéniques, la flore bactérienne, les cellules du système immunitaire primaire (neutrophiles, macrophages, monocytes, etc).
A noter que la surface de l’implant bien qu’inerte vis-à-vis des tissus biologiques va évoluer au fur et à mesure du temps par la dégradation de sa surface par les micromouvements et par la corrosion générant ainsi des particules et des ions dans la matrice extracellulaire péri-implantaire. Les cellules et les bactéries vont non seulement interagir avec la surface de l’implant mais aussi avec ces produits de dégradation. Le principe de la colonisation bactérienne est expliqué dans la figure 6.
D’un point de vue strictement bactériologique, le microbiote des péri-implantites est particulièrement composé de bactéries bacilles anaérobies dont les principaux sont Aggregatibacter Actinomycetemcomitans, Porphyromonas gingivalis, Prevotella intermedia, Tannerella forsythia et Treponema denticola [18] .

Figure 6 : principe de la colonisation bactérienne [17]

Pour expliquer l’essor des péri-implantites ces dernières décennies, il convient d’analyser l’historique des modifications des états de surfaces des implants dentaires (Cf. figure 6 & 7). Quelles sont les paramètres influents ? Figure 7 : Cas de Péri-implantites [2]

 

Les états de surfaces des implants dentaires

Figure 7 : Historique des principaux états de surface developés en implantologie dentaire

1950-1980
 
En 1952, le Pr. Brånemark découvre le principe d’ostéointégration par sérendipité. Il étudiait la régénération osseuse sur des fémurs de lapin [19] en y faisant introduire une chambre en titane [20]. Il proposa en 1978 un implant en alliage titane à surface lisse d’usinage. La surface de l’implant présente des rainures périodiques qui varient en fonction des paramètres d’usinage, tels que le type d’outil et l’angle de coupe (Cf. Figure 8). Cette procédure aboutit généralement à l’implantation d’une surface peu rugueuse dont la rugosité arithmétique moyenne en profil (Ra) est généralement compris entre 0,4 et 0,8 µm [21]. Le Rz correspond, quand à lui, à la rugosité maximale du profil. Cette texture de surface possède le plus long recul clinique et est la seule surface correctement analysée dans la littérature d’un point de vue statistique. Cette surface nécessite généralement quatre à six mois de cicatrisation après la mise en charge.

Figure 8 : Implant développé par Brånemark caractérisé par son état de surface lisse d’usinage
 

 1980-1990
 
Malgré le succès de cet état de surface lisse d’usinage, de nouveaux états de surfaces ont été étudier pour accélérer le processus d’ostéointégration et augmenter l’ancrage primaire. Les analyses physiologiques furent axés principalement sur l’augmentation de la surface os/implant (Bone-Implant-Contact) tandis que les analyses biomécaniques furent axées sur la force d’insertion, d’arrache et la torque à la rupture. L’augmentation de la rugosité apparaissait donc comme une solution évidente pour l’amélioration de ces paramètres. La modification de la texture de surface peut être induite par méthode soustractive et additive. Dans ce contexte, dès 1980, les surfaces sablées ont été mises au point. Il s’agit d’appliquer sur la surface un jet de particules à grande vitesse permettant d’obtenir un Ra résultant d’environ 1,8 µm [21]. La vitesse, la granulométrie et le matériau des particules sont les paramètres influents du procédé. La silice fut le premier matériau utilisé et les premiers résultats scientifiques ont montré une meilleure résistance au dévissage, une meilleure réponse osseuse et une réduction de la perte osseuse marginale sur des temps courts d’implantation par rapport à la surface lisse d’usinage [22].
Il est reconnu que le média de sablage s’incruste dans la surface et que de nombreuses particules peuvent être relarguées par la surface entraînant une augmentation de la réponse inflammatoire aiguë au détriment tissu péri-implantaire. Rapidement, le média de sablage fut modifié par des matériaux biocompatibles tels que la céramique biorésorbable (RBM), le TiO2 ou encore l’Al2O3. La stratégie n’étant pas suffisamment efficace, le procédé fut accompagné quelques années plus tard par un mordançage pour nettoyer en profondeur les particules incrustées. Le mordançage également appelé passivation consiste à tremper la surface dans une solution d’acide fort (HF, HNO3, H2SO4, HCl), le Ra résultant est généralement autour de 0.8µm. Le potentiel acide et le temps de trempage sont les paramètres influents pour nettoyer la surface mais au détriment de la texturation de surface préalablement élaborée par le sablage. Cet état de surface est couramment appelé SLA pour Sandblasted, Large grit, Acid-etched.

Figure 9 : L’état de surface RBM est obtenue par un procédé de sablage avec des particules d’hydroxyapatite puis d’une passivation aux acides. La surface résultante est rugueuse et hydrophile

1990-2000
 
En 1990, le procédé d’addition par projection plasma fut mis dans le domaine des dispositifs médicaux implantables. La surface TPS (Cf. figure 10) suit ce principe par l’ajout d’un revêtement titane en surface, le Ra résultant est d’environ 3,1 µm [21]. Les paramètres influents du procédé sont l’arc/induction, la vitesse de projection et la température. Bien que les premiers résultats soient prometteurs en ce qui concerne la croissance et la rétention primaire, ce type de surface facilite la migration de pathogènes dans l’os spongieux du fait de l’intercommunication des pores en surface. Par ailleurs, il a été montré que la torque à la rupture est plus faible que les surfaces lisses par la présence d’amorces de ruptures en surface.

Figure 10 : Implant revêtue TPS et visualisation MEB de la texturation de surface

Dans la même année, les revêtements hydroxyapatite furent développés par le même procédé. La couche d’hydroxyapatite est d’environ 20-50 µm et possède un Ra compris entre 1,5 et 2,9 µm. L’idée d’améliorer la bioactivité des ostéoblastes par la présence de matière calcique proche du matériau issu de la minéralisation naturelle de l’ostéoïde. L’approche est extrêmement prometteuse in vitro mais les résultats cliniques montrent une résorption osseuse, rançon de la bioactivité de l’interface. En effet, on observe cliniquement une rupture de l’interface HA/implant entrainant une infiltration infectieuse et l’apparition de péri-implantites. Au vu des échecs fréquents, dès 2001, l’agence française de sécurité sanitaire suspend la mise sur le marché du premier état de surface ainsi mis-au-point : le Stéri-OSS®. Cette interdiction instaura dès lors une méfiance de la communauté pour ce type de revêtement malgré les innovations dans le domaine tel que la déposition par laser pulsée (PLD), la déposition par rayon ionique (IBAD) et la déposition discrète cristalline (DCD).

Dans le but d’améliorer la bioactivité, les surfaces anodisées électrochimiquement furent également développées. En 2000, est commercialisée la surface TiUnit® (Cf. figure 11). Ce procédé consiste en une combinaison d’un trempage dans un acide fort avec un courant de très haute densité, il permet une augmentation significativement de l’épaisseur de la couche d’oxydes. La surface est caractérisée par une structure poreuse (1-3 µm) [21]. Les premiers résultats scientifiques ont permis de montrer une diminution du temps de cicatrisation et une légère augmentation de la rétention primaire. Le Ra résultant est d’environ 1,1 µm.
 

Figure 11 : Image MEB de l’implant dentaire Nobel Biocare (surface TiUnite) La porosité est considérée par les fabricants d’implants dentaires comme l’un des problèmes les plus importants.
 

2000-2020
 
En 2013, la surface SLActive® est commercialisée. La surface possède une texture de type SLA avec une excellente hydrophilie (Cf. figure 12). En effet la surface est submergée dans une solution saline qui permet d’hydroxyler les oxydes de titane devenant ainsi hydrophile. L’hydrophilie est souvent associée à une accélération du temps de cicatrisation car les cellules s’étalent davantage. Les premiers résultats montrent effectivement une amélioration de l’interface os/implant par rapport aux surfaces SLA.

Figure 12 : Différence d’hydrophilie entre le SLA et le SLActive

On distingue ainsi quatre types de surface selon leur rugosité :

• Les surfaces très lisses : Ra<0.5µm
  • Polie-mirroir
• Les surfaces lisses : 0.5µm<Ra<1µm
  • Usinée
• Les surfaces moyennement rugueuses : 1.1µm < Ra < 2µm
  • Sablée
  • Mordancée
  • Sablée + Mordancée (SLA, SLActive®)
  • Anodisée electrochimiquement (TiUnit®)
• Les surfaces très rugueuses : Ra > 2µm
  • Revêtue d’hydroxyapatite (Stéri-OSS®)
  • Revêtue titane (TPS®)

Nous avons pu voir, que l’un des principaux objectifs de la modification des surfaces des implants dentaires est de réduire la période de cicatrisation. La surface étant la première partie de l’implant que rencontre l’hôte, il est naturel que l’ingénierie de surface soit un domaine largement étudié. Cependant, l’approche de développement de ces surfaces se focalise uniquement sur l’optimisation de l’ostéointégration et manque par conséquent d’une approche globale et hiérarchique. Par ailleurs, les paramètres physiologiques et biomécaniques favorisent de façon systématique l’état rugueux.

Les analyses omettent des investigations primordiales particulièrement la réponse bactérienne, la maitrise de l’inflammation, le degré de fixation à l’échelle microscopique et les phénomènes de dégradation par corrosion et micromouvements. Le manque de prise en compte de ces interactions dans leur ensemble sont la cause des incohérences présentes dans la littérature concernant l’effet mécaniste des modifications de surface à court et à long terme des implants dentaires immédiatement chargés. Des études in vivo et des études cliniques ont démontré que l’augmentation de la rugosité de surface favorise la cicatrisation et semble être potentiellement bénéfique au début du processus implantaire, malgré le peu de preuves de son effet bénéfique à long terme.

Cependant, aucune approche de recherche et développement dans l’ingénierie de surface des implants dentaires n’a été mise au point pour réduire drastiquement le risque d’apparition des péri-implantites.

Il y a-t-il un lien entre état de surface et péri-implantites ? Quels sont les paramètres topographiques et chimiques qui permettent une cicatrisation autour des implants dentaires en minimisant le risque de péri-implantites ?

 

Analyses cliniques des états de surfaces et péri-implantites

Jordana et al. [23] ont réalisés en 2018 une revue systématique sur l’impact de l’état de surface et la prévalence des péri-implantites. Sur une base de 22 études cliniques comparatives et randomisées soit 7000 implants, les résultats ont montrés que le taux de péri-implantites dépend statistiquement des différences d’états de surfaces des implants (Cf. tableau 1) :

• Surfaces usinées : 0,57%
• Surfaces sablées : 2,38%
• Surfaces oxydées par anodisation : 4,14%
• Surfaces TPS : 12,86%

En regroupant ces résultats en fonction de la rugosité arithmétique moyenne surfacique, le Sa, on observe que le taux de péri-implantites dépend statistiquement de la rugosité des implants :

• Surfaces lisses : 0.5µm < Sa <1µm : 0,57% de péri-implantites
• Surface moyenne rugueuse : 1µm < Sa < 2µm : 3,43% de péri-implantites
• Surface très rugueuse : Sa > 2 µm : 12,86% de péri-implantites

Cette revue systématique montre clairement que la péri-implantite est liée à la rugosité de surface. Plus la rugosité de surface est élevée, plus le taux moyen de péri-implantite est élevé. La péri-implantite apparaît pour des valeurs Sa supérieures à 1,2 mm.

Tableau 1 : Taux de péri-implantites en fonction de la rugosité résultante de de l’état de surface [6]

Cette étude n’est pas une exception, d’autres auteurs ont observé les mêmes résultats. Esposito et al. en 2014 [24], au travers de 81 études cliniques randomisées ont observé une diminution de 20% d’apparition de péri-implantites pour les implants lisses comparativement aux implants rugueux. Doornewaard et al en 2017 [25] ont analysé les publications entre 2011 et 2015 :
les résultats de cette étude suggèrent que la perte osseuse péri-implantaire autour des systèmes d’implants lisses est statistiquement plus faible par rapport aux surfaces modérément rugueux et rugueux. 45% des implants à surfaces TPS présentent une perte osseuse en dessous de 2 mm contre 7% pour les implants à surface lisse d’usinage.

Pourquoi de tels écarts sont observés entre la recherche fondamentale et clinique ? Quelle est l’origine de cette prévalence des péri-implantites pour les implants dentaires à surfaces rugueuses ?

Interactions biologiques et états de surfaces

Effet sur l'ostéogenèse
 
Uggeri et al. [10] dans leur article ont étudié l’adhésion d’ostéoblastes humains sur des états de surfaces titane par une approche morpho fonctionnelle in vitro. La colonisation cellulaire est plus rapide sur les surfaces lisses d’usinage que sur les surfaces type SLA (particules ZrO2) après 4 jours de culture. Aucune différence significative n’est observée en ce qui concerne l’activité d’alkaline phosphatase. Par ailleurs, après 6h de culture, les cellules sont étalées et les pseudopodes étendus sur les surfaces lisses d’usinage tandis que sur les surfaces sablées, les cellules sont de forme globulaire-polygonale typique d’un stress cellulaire entrainant une différenciation précoce en ostéoblaste actif. L’analyse de l’intégrine β1 et de l’actine confirme les différences de vitesse de prolifération cellulaire et de différenciation cellulaire. De nombreux articles confirment le fait que les surfaces lisses d’usinage sont propices à la prolifération des ostéoblastes au profit de leur différentiation [11]–[15].
 
Par ailleurs, après 6h de culture, les cellules sont étalées et les pseudopodes étendus sur les surfaces lisses d’usinage tandis que sur les surfaces sablés, les cellules sont de forme globulaire-polygonale typique d’un stress cellulaire entrainant une différenciation précoce en ostéoblaste actif. L’analyse de l’intégrine β1 et de l’actine confirme les différences de vitesse de prolifération cellulaire et de différentiation cellulaire. De nombreux articles confirment le fait que les surfaces lisses d’usinage sont propices à la prolifération des ostéoblastes au profit de leur différenciation [27]–[31].

Figure 13 : Expression de l’actine dans des ostéoblastes cultivés pendant 6 h (A, C, E) ou 24 h (B, D, F) sur SLA léger (A, B), SLA grossier (C, D) ou surface lisse d’usinage (E, F). Les images sont des reconstructions 3D de sections acquises en microscopie confocale par étapes séquentielles le long de l’axe z. Les flèches (panneau A) indiquent les fibres de stress traçant les frontières. Les pointes de flèches (panneau B) indiquent les plus grandes structures d’ancrage. Barre d’échelle : 20 mm.s [10].
 

D’un point de vue clinique, il est fondamental de maîtriser les temps de vie cellulaire et le comportement des ostéoblastes (différenciation/ prolifération) à court et moyen terme, lequel est fonction de l’état de surface de l’implant.
 
Effet sur la contamination bactérienne
 
Rimondini et al. [32] ont étudié les états de surfaces dans un but de réduire la plaque bactérienne. Les auteurs concluent que les surfaces titane rugueuses sont particulièrement bénéfiques pour l’adhésion bactérienne. Quant aux surfaces lisses (Ra<0,088 μm et Rz < 1,027 μm), elles inhibent fortement l’accumulation et la maturation de la plaque bactérienne et que de tels états de surfaces doivent être privilégiés pour les composants d’implants transgingivaux et de cicatrisation. Les surfaces rugueuses tendent à modifier le microbiote par l’apparition de population bactérienne type bacilles longs et courts. D’un point de vue clinique, cette étude suggère la nécessité absolue d’éviter toute contamination bactérienne à court et moyen terme lequel est fonction de l’état de surface de l’implant.

Figure 14 : Mise en évidence de l’influence de la texturation de surface sur la prolifération et la population bactérienne. La colonisation est principalement localisée sur les zones les moins polies [32].

Effets cumulés sur la contamination bactérienne et l’ostéogénèse
Xu et al. dans leur étude récente de 2020 [34] ont étudiés l’influence de l’état de surface après l'infection d’une bactérie issu du microbiote des péri-implantites P. gingivalis sur le comportement des ostéoblastes. Sur l’ensemble des états de surfaces (SLA, usinage) l’infection bactérienne entraîne une diminution significative de la prolifération des ostéoblastes, sur les surfaces rugueuses notamment de type SLA. La fragilité des ostéoblastes en raison de l’infection bactérienne semble être amplifiée avec les surfaces rugueuses. Cette étude confirme le fait de maitriser l’asepsie à court et moyen terme lequel est fonction de l’état de surface (Cf. figure 15).

Figure 15 : Influence de l’état de surface après infection d’une bactérie issue du microbiote des péri-implantites P.Gingivalis (Pg) sur le comportement des ostéoblastes [34].

Effet sur les cellules du système immunitaire primaire
Refai et al. [35] se sont posés la question de l’influence de l’état de surface sur les macrophages notamment sur la sécrétion de facteurs d’irritation/pro-inflammatoires (Il-1β, Il-6, TNF-α et MCP-1). Leur étude a été réalisée sur des surfaces polies mécaniquement (PO), des surfaces grossièrement sablées (CB), des surfaces trempées dans l’acide (AE), des surfaces SLA. Aucune différence n’est observée entre les différents états de surfaces. Cependant, après une première induction de l’inflammation par du LPS, les différences entre les états de surfaces deviennent significatives. L’augmentation de la rugosité amplifie les signaux pro-inflammatoires et de fait la polarisation type M1 des macrophages après induction (Cf. figure 16).

Figure 16 : Production d’IL-1 par des macrophages stimulés par le LPS cultivés sur des surfaces TCP et Ti de rugosité variable, après 6, 24 et 48 heures. après 6, 24 et 48 heures. Les macrophages ont été stimulés avec du LPS (6,4 ng/mL). La teneur en IL-1 a été mesurée par ELISA et quantifiée par DAPI. [35]

Eléments d’usure des états de surfaces

Particules générées par les micromouvements
 
Silva et al. [36] ont étudié l’intégrité des surfaces avant et après implantation selon l’état de surface initial. L’ensemble des surfaces présentent des dommages surfaciques après implantation et un dépôt de particules de titanes sur l’hôte. Cette dégradation et ce dépôt de particules sont particulièrement marqués pour les états de surfaces rugueux. Cet article questionne de fait le bénéfice des traitements de surfaces développés au cours de ces dernières décennies si la seule implantation en détruit sa texture et génère des particules non contrôlées relarguées dans le tissu péri-implantaire (Cf. figure 17).
Cette génération de particules est une réalité clinique telle que le démontre la revue systématique de Suárez‐López del Amo et al. en 2018 [37] sur 141 articles, dont 26 admissibles. Les particules de titane ont été observées dans les tissus péri-implantaires mous comprenant le tissu épithélial, le tissu conjonctif et les cellules inflammatoires et les tissus péri-implantaires durs comprenant la crête osseuse et et la moelle osseuse. La forme et la taille des particules varient entre 100 nm à 54 µm. Les implants plus rugueux présentent davantage de particules libérées pendant l’insertion. Par ailleurs, il a été observé que les sites de péri-implantite présentent un nombre plus élevé de particules métalliques par rapport aux implants sains. Les auteurs semblent avoir identifié les principaux mécanismes de la libération de ces particules (Cf. figure 18) :

• la friction pendant l’insertion de l’implant,
• la corrosion de la surface de l’implant,
• la friction à l’interface implant-pilier,
• l’implantoplastie et les méthodes de détoxification de la surface des implants

 

Figure 17 : Modification de l’intégrité de l’état de surface type mordançage avant et après implantation. Mise en évidence de la génération des particules d’usure. Figure issu de l’article Alencar Ferreira Silva et al. [17]
 
En chirurgie orthopédique, le relargage de particules issues des prothèses de hanche contribue à la perte osseuse par ostéolyse. Les particules péri-implantaires sont ensuite phagocytées par les cellules mono et multinucléaires du système immunitaire primaire. D’un point de vue clinique, il devient dès lors primordial de maitriser les actions mécaniques pour réduire la génération de produits de dégradation, qui est fonction de l’état de surface.

 

Figure 18 : Visualisation de particules péri-implantaires et mécanismes de relargage de particules de titane autour des implants dentaires

Ions générés par la corrosion

Bien que les propriétés physico-chimiques des implants soient testées avant leur commercialisation en particulier les propriétés de corrosion en regard avec un environnement de simulation biologique, certains facteurs sont susceptibles d’amplifier et/ou d’amorcer la corrosion. La revue de la littérature de Noumbissu et al. [38] détaille les mécanismes de dissolution d’ion titane dans le cas des implants dentaires. Les principaux types de corrosion observés en clinique sont :

• La corrosion galvanique
• La corrosion par crevasses
• La corrosion par piqûres
• La corrosion uniforme
• La corrosion microbienne

En outre, l’inflammation semble également être un acteur de la corrosion par l’adhésion de protéines C3a et C5b et l’adhésion des neutrophiles et des macrophages sur la surface [7]. Berbel et al. [39] ont étudiés lesquels sont les facteurs de l’inflammation conduisant à la corrosion du Ta6V. Pour cela, ils ont développé un modèle in vitro d’inflammation péri-implantaire.

Pour simuler les conditions environnementales acides pendant l’inflammation, les auteurs ont ajouté du peroxyde d’hydrogène comme substitut des espèces réactives de l’oxygène (ROS) présentes pendant l’inflammation, de l’albumine (une protéine typique des fluides physiologiques), le tout dans un milieu isotonique désaéré  à pH faible pour simuler les conditions de pO2 réduite pendant l’inflammation (Cf. figure 19).

Figure 19 : Images MEB de l’échantillon de Ti-6Al-4V après polarisation dans une solution PBS (pH 3) avec 1 % en poids de BSA et 1 % en poids de peroxyde d’hydrogène, dans des conditions d’aération naturelle. Courbes de polarisation anodique de l’alliage Ti-6Al-4V dans une solution PBS aérée (pH 3), une solution PBS désaérée (pH 3), une solution PBS désaérée avec 1 % en poids de peroxyde d’hydrogène et une solution PBS désaérée avec 1 % en poids de peroxyde d’hydrogène et 1 % en poids de BSA [39].

Le biofilm bactérien de nature acide va également entrainer un stress oxydatif. Le biofilm bactérien de nature acide va également aggraver la corrosion du titane [40]. Rodrigues et al. [40] ont exposé des implants dentaires en Ti à des monocultures de S. mutans (pH 5) in vitro et ont constaté que les propriétés protectrices de l’oxyde de surface étaient altérées et associées à une dissolution accrue du titane.

Le schéma en figure 20 décrit l’effet biologique issu de ces deux mécanismes de corrosion dans le cadre des dispositifs médicaux implantables.
Aparicio et al. [41] se sont intéressés à l’influence de l’état de surface sur la corrosion (Cf. figure 21).

Figure 20 : Schéma explicatif de la corrosion des implants dentaires [7].

Les résultats montrent une corrélation linéaire entre rugosité et corrosion. Plus la surface est rugueuse, plus le courant traverse l’échantillon et le corrode.
D’un point de vue clinique, cet article suggère la nécessité de maitriser les produits de dégradation issus de la corrosion, fonction de l’état de surface de l’implant, de l’asepsie et de l’inflammation. Quel est l’impact des produits de dégradation généré par la corrosion et par la friction sur les différents acteurs biologiques ?

Figure 21 : Intensité de courant pour 500mV fonction de la rugosité arithmétique moyenne (Ra) [41]

Interactions biologiques et éléments d’usures

Effet sur l’ostéogénèse
 
De nombreux articles ont pu mettre en évidence la phagocytose des particules métalliques par les ostéoblastes et la démonstration d’une induction des voies de signalisation nécrotique. Pioletti et al. [42] ont étudié l’effet cytotoxique des particules de titane a concentration croissante sur les ostéoblastes. Il a été montré que la viabilité des ostéoblastes est inversement proportionnelle à la concentration des particules (Cf. figure 22). Le processus de phagocytose par les ostéoblastes entraine la suppression de l’expression des gènes codant pour le collagène (type I et III) [43].
 
Figure 22 : Valeurs moyennes et erreurs standard de la viabilité des ostéoblastes cultivés avec du milieu conditionné provenant d’ostéoblastes-particules coculturés ostéoblastes-particules traités ou non par de la cytochalasine- D (* : zz différences statistiques par rapport au contrôle, n = 16 et p < 0,01 ; ~ : différences statistiques par rapport au contrôle, n = 16 et p < 0,01). 1% Ti sans cytochalasin-D, n = 16 et p < 0,001). [42]

L’étude réalisée par Bi et al. [44] montre que les particules de titane stimulent la résorption osseuse in vitro principalement en induisant la différenciation des ostéoclastes. En revanche, les particules de titane n’ont eu que de faibles effets sur l’activité ou la survie des ostéoclastes.
L’influence des ions titane n’est pas aussi marqué que les particules. En effet les ions Ti dans la gamme de concentration 1-9 ppm ont peu d’effet sur les viabilités des ostéoblastes, des cellules épithéliales et gingivales, seule une concentration au deçà de 20 ppm diminue significativement leur viabilité [45]. Les résultats montrent une inhibition de l’expression de gènes relatifs à la formation osseuse (Osterix, Runx2, collagen type I) dès 9ppm. Ces résultats suggèrent que les ions de Ti affectent à la fois sur la viabilité des ostéoblastes et des cellules gingivales.
 

Effet sur la contamination bactérienne
Concernant l’influence des ions titane et des particules de titane sur le comportement des bactéries, l’équipe de Souza et al. [46] en a étudié les interactions. Les ion Ti augmentent significativement l’épaisseur du biofilm et qu’ils jouent un rôle d’adhésion et de congrégation des bactéries. Quatre espèces bactériennes se sont principalement développées et sont par ailleurs associées aux péri-implantites.

Effet sur le système immunitaire
L’analyse de Berryman et al.[33] sur l’influence des particules sur les cellules du système immunitaire confirme les résultats précédant. Leur étude se base sur le diagnostic clinique et radiographique de dix tissus péri-implantaires de biopsies de patients comportant des péri-implantites avérées. La microscopie optique et l’analyse SEM-EDS ont permis d’identifier des particules d’usure de titane dans 90 % des échantillons de tissu, associées à un infiltrat inflammatoire chronique mixte. L’analyse a révélé des d’intensités importantes de marqueurs d’irritation/pro-inflammatoires et d’activation des gènes correspondants en présence de particules de titane (Cf. figure 23).

 Figure 23 : A : Activation des macrophages contenant des particules de titane B: Contrôle [33]

Les acteurs du remodelage osseux/péri-implantite peuvent être déstabilisés par le relargage des ions titane/particules selon les situations suivantes :

• Sur Stimulation de la résorption osseuse par une réaction inflammatoire excessive aux particules ;
• Inhibition de la formation osseuse par l’interaction avec les particules d’usure ;
• Stimulation de la résorption osseuse par l’interaction avec les particules d’usure ;

L’ensemble de ces situations peuvent avoir lieu simultanément et en synergie.
 

Conclusion

Nous observons depuis quelques années un retour progressif vers les états de surfaces lisses en implantologie dentaire. Alors que les études scientifiques démontrent clairement que l’augmentation de la rugosité de surface favorise la cicatrisation et semble être potentiellement bénéfique au début du processus implantaire, ce bénéfice se fait au profit d’une augmentation significative du taux de péri-implantites. Le jeu complexe entre (1) Biomécanique, (2) Contamination bactérienne et (3) Etat de surface de l’implant conditionnent les interactions des acteurs de l’inflammation / la cicatrisation / l’ostéointégration (Cf. figure 24). L’analyse de ce jeu d’interaction permet entre autres de mieux comprendre l’influence néfaste de la rugosité en implantologie dentaire.
 
Figure 24 : Schéma explicatif des facteurs clés conditionnant les interactions des acteurs de l’inflammation/cicatrisation/ostéointégration

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