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GOUR (CC BY-NC-ND 2.0)

UNIVERSITE CLAUDE BERNARD-LYON I U.F.R. D'ODONTOLOGIE

Année 2011 THESE N° 2011 LYO 1D 048

T H E S E

POUR LE DIPLOME D'ETAT DE DOCTEUR EN CHIRURGIE DENTAIRE

Présentée et soutenue publiquement le 22 septembre 2011

par

Camille GOUR

Née le 21 février 1985, à Rennes (35)

_____________

COMPARAISON DE MINIVIS ORTHODONTIQUES EN ACIER INOXYDABLE, TITANE PUR ET ALLIAGE

DE TITANE : ESSAIS MECANIQUES EN FLEXION, TORSION, TORQUE D’INSERTION ET

ARRACHEMENT

______________

JURY

Monsieur le Professeur Guillaume MALQUARTI Président

Monsieur le Docteur Jean-Jacques AKNIN Assesseur

Madame le Docteur Sarah GEBEILE-CHAUTY Assesseur

Madame le Docteur Brigitte GROSGOGEAT/BALAYRE Assesseur


UNIVERSITE CLAUDE BERNARD LYON I

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OCCLUSODONTIQUES, BIOMATERIAUX, BIOPHYSIQUE, RADIOLOGIE

Professeur des Universités : M. Olivier ROBIN Maîtres de Conférences : M. Patrick EXBRAYAT, Mme Brigitte GROSGOGEAT, Mme Sophie VEYRE-GOULET GOUR

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A notre Président du jury, Monsieur le Professeur Guillaume MALQUARTI

Professeur des Universités à l’UFR d’Odontologie de Lyon

Praticien-Hospitalier

Docteur en Chirurgie Dentaire

Docteur de l’Université Lyon I

Chef de Service du Service d’Odontologie de Lyon

Habilité à Diriger des Recherches

Nous vous remercions de l’honneur

que vous nous faites en acceptant

la présidence de ce Jury.

Veuillez y trouver le témoignage

de votre disponibilité, compétence et humanité.

Nous vous remercions chaleureusement

du soutien et des conseils apportés aux internes.

Soyez assuré de notre sincère reconnaissance.


A notre directrice de thèse, Madame le Docteur Sarah GEBEILE-CHAUTY

Maître de Conférences à l'UFR d'Odontologie de Lyon



Ancien Interne en Odontologie

Spécialiste qualifié en ODF

Nous vous remercions de l’honneur et du plaisir

que vous nous avez fait en acceptant

la direction de cette thèse.


de notre sincère reconnaissance et amitié.

Nous vous remercions de votre très grande disponibilité,

pédagogie, gentillesse et soutien

durant nos années d’internat et de Cecsmo.


A nos juges,

Monsieur le Docteur Jean-Jacques AKNIN




Docteur en Sciences Odontologiques

Docteur de l'Université Lyon I

Habilité à Diriger des Recherches

Spécialiste qualifié en ODF

Merci de l’honneur que vous nous faites

en acceptant de siéger dans ce jury.


de notre sincère reconnaissance.

Nous vous remercions de nous avoir transmis

votre expérience et votre savoir en Orthopédie-Dento-Faciale

et de nous avoir soutenu dans la création

de l’association des futurs spécialistes en Orthodontie.

Merci de vos conseils avisés et de votre disponibilité.

Soyez assuré de notre très grande reconnaissance et de notre respect.

GOUR

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Madame le Docteur Brigitte GROSGOGEAT/BALAYRE




Docteur de l'Université Lyon I

Habilitée à Diriger des Recherches

Merci de l’honneur et du plaisir que vous nous faites

en acceptant de siéger dans ce jury.

Veuillez y trouver le témoignage de notre respect et sympathie.

Merci de nous avoir transmis vos compétences

en biomécanique mais également en recherche fondamentale

et de nous avoir introduits au LMI.

Nous vous remercions également pour

votre disponibilité et gentillesse.

Soyez assurez de notre très grande reconnaissance.

GOUR

(CC BY-NC-ND 2.0)

1 | P a g e

Table des matières

Table des matières ______________________________________________________________ 1

Introduction ____________________________________________________________________ 4

PARTIE 1 : RAPPELS ______________________________________________________________ 5

1. MINIVIS_________________________________________________________________________ 5

1.1. Terminologie et Historique _______________________________________________________________ 5

1.1.1. Définition ________________________________________________________________________ 5

1.1.2. Terminologie _____________________________________________________________________ 5

1.1.3. Historique ________________________________________________________________________ 5

1.2. Description des minivis __________________________________________________________________ 7

1.2.1. Parties constitutives ________________________________________________________________ 7

1.3. Propriétés des minivis __________________________________________________________________ 11

1.3.1. Biocompatibilité et choix du matériau ________________________________________________ 11

1.3.2. Caractère temporaire des minivis (fibrointégration) _____________________________________ 13

1.3.3. Stabilité primaire _________________________________________________________________ 15

1.3.4. Mise en charge (résistance aux contraintes) ___________________________________________ 16

1.3.5. Cahier des charges ________________________________________________________________ 17

1.4. Protocole chirurgical ___________________________________________________________________ 17

1.4.1. Choix du site de pose ______________________________________________________________ 17

1.4.2. Etapes cliniques __________________________________________________________________ 18

1.5. Succès/échecs ________________________________________________________________________ 20

1.5.1. Taux de succès des minivis _________________________________________________________ 20

1.5.2. Cause d’échecs des minivis _________________________________________________________ 21

1.5.3. Fracture des minivis _______________________________________________________________ 22

2. ANCRAGE et BIOMECANIQUE DES MINIVIS ___________________________________________ 23

2.1. Biomécanique du déplacement dentaire unitaire ____________________________________________ 23

2.1.1. Déplacement dentaire : Force, centre de résistance et moment ___________________________ 23

2.1.2. Ancrage dentaire _________________________________________________________________ 24

2.2. Biomécanique des groupes dentaires _____________________________________________________ 26

2.2.1. Centre de résistance des arcades ____________________________________________________ 26

2.2.2. Mécanique de groupe _____________________________________________________________ 27

2.3. Biomécanique des minivis ______________________________________________________________ 28

2.3.1. Ancrage « absolu » ou ancrage passif du secteur stabile à une minivis ______________________ 28

2.3.2. Ancrage Indirect __________________________________________________________________ 28

2.3.3. Ancrage direct ___________________________________________________________________ 29

2.4. Utilisation des minivis en orthodontie : Indications, contre-indications __________________________ 30

2.4.1. Utilisation et indications des minivis en orthodontie ____________________________________ 30

2.4.2. Contre-Indications ________________________________________________________________ 31

2.4.3. Cas clinique ______________________________________________________________________ 31

3. PRINCIPES PHYSIQUES ET BIOMECANIQUE POUR LA MISE EN PLACE, L’UTILISATION ET LE RETRAIT

DES MINIVIS ________________________________________________________________________ 34

3.1. Principes physiques de traction, flexion, torsion et arrachement _______________________________ 34

3.1.1. Traction_________________________________________________________________________ 34

3.1.2. Flexion _________________________________________________________________________ 35


2 | P a g e

3.1.3. Arrachement ____________________________________________________________________ 36

3.1.4. Torsion _________________________________________________________________________ 39

3.2. Revue de littérature sur la biomécanique des minivis à l’insertion, l’usage, et le retrait des minivis ____ 41

3.2.1. Revue de littérature sur la Flexion ___________________________________________________ 41

3.2.2. Revue de littérature sur la Torsion ___________________________________________________ 42

3.2.3. Revue de littérature sur la stabilité primaire ___________________________________________ 43

PARTIE 2 : PROTOCOLE de l’ETUDE EXPERIMENTALE __________________________________ 45

1. JUSTIFICATION DE L’ETUDE ________________________________________________________ 45

2. PROBLEMATIQUE ________________________________________________________________ 46

3. HYPOTHESE DE RECHERCHE________________________________________________________ 47

4. OBJECTIFS DE L’ETUDE ____________________________________________________________ 47

4.1. Objectif principal ______________________________________________________________________ 47

4.2. Objectifs secondaires __________________________________________________________________ 47

5. PLAN EXPERIMENTAL _____________________________________________________________ 47

5.1. Type d’étude _________________________________________________________________________ 47

5.2. Lieu de l’étude ________________________________________________________________________ 47

6. MATERIEL ET METHODE___________________________________________________________ 48

6.1. Matériel _____________________________________________________________________________ 48

6.1.1. Minivis _________________________________________________________________________ 48

6.1.2. Le support _______________________________________________________________________ 48

6.1.3. Les machines de test ______________________________________________________________ 48

6.2. Méthode : ___________________________________________________________________________ 49

6.2.1. Essais de Flexion __________________________________________________________________ 49

6.2.2. Essai de Torsion __________________________________________________________________ 54

6.2.3. Enregistrement du torque d’insertion_________________________________________________ 56

6.2.4. Essai de résistance à l’extraction ou arrachement _______________________________________ 58

6.2.5. Observation au microscope électronique à balayage _____________________________________ 62

6.3. ANALYSE STATISTIQUE _________________________________________________________________ 63

6.3.1. Pour les mesures quantitatives ______________________________________________________ 63

6.3.2. Pour les mesures qualitatives _______________________________________________________ 63

PARTIE 3 - RESULTATS ___________________________________________________________ 64

1. RESULTAT DES ESSAIS MECANIQUES ________________________________________________ 64

1.1. Résultats de l’essai de flexion ____________________________________________________________ 64

1.1.1. Observation visuelle directe ________________________________________________________ 64

1.1.2. Courbe contrainte-déformation _____________________________________________________ 64

1.1.3. Observation au MEB ______________________________________________________________ 65

1.1.4. Conclusion de l’essai de flexion : _____________________________________________________ 66

1.2. Résultats de l’essai de Torsion ___________________________________________________________ 69


1.2.2. Courbe contrainte –déformation ____________________________________________________ 69

1.2.3. Observation au MEB ______________________________________________________________ 69

1.2.4. Conclusion de l’essai de torsion _____________________________________________________ 71

1.3. Résultats de l’essai de torque d’insertion __________________________________________________ 74

1.3.1. Observation visuelle directe : _______________________________________________________ 74

1.3.2. Courbe contrainte-déformation : ____________________________________________________ 74


3 | P a g e

1.3.3. Conclusion de l’essai de torque d’insertion ____________________________________________ 75

1.4. Résultats du pull out test _______________________________________________________________ 77


1.4.2. Courbe contrainte déformation _____________________________________________________ 77

1.4.3. Conclusion de l’essai de résistance à l’arrachement _____________________________________ 77

2. ANALYSE STATISTIQUE ____________________________________________________________ 79

2.1. Mesures quantitatives _________________________________________________________________ 79

2.2. Mesures qualitatives ___________________________________________________________________ 80

2.2.1. Flexion _________________________________________________________________________ 80

2.2.2. Torsion et angle de torsion _________________________________________________________ 80

2.2.3. Torque d’insertion et temps de perforation de la corticale ________________________________ 80

2.2.4. Arrachement ____________________________________________________________________ 80

3. DISCUSSION ____________________________________________________________________ 84

3.1. Sur la méthodologie de l’étude __________________________________________________________ 84

3.1.1. Nombre de l’échantillon : __________________________________________________________ 84

3.1.2. Type d’échantillon : _______________________________________________________________ 84

3.1.3. Support : ________________________________________________________________________ 84

3.1.4. Justification du bloc d’os synthétique utilisé : __________________________________________ 85

3.2.4. Réalisation des essais ______________________________________________________________ 86

3.2. Sur les résultats de l’étude ______________________________________________________________ 87

3.2.1. Sur la résistance à la flexion _________________________________________________________ 87

3.2.2. Sur la résistance à la torsion ________________________________________________________ 89

3.2.3. Sur le torque d’insertion ___________________________________________________________ 91

3.2.4. Sur l’essai d’arrachement (pull out test) _______________________________________________ 92

Conclusion ____________________________________________________________________ 94

Bibliographie __________________________________________________________________ 95

Table des illustrations __________________________________________________________ 102

Annexes _____________________________________________________________________ 104


4 | P a g e

Introduction

Omniprésentes dans les nouvelles thérapeutiques en orthodontie, les minivis permettent de créer

un ancrage absolu et de s’affranchir de la compliance du patient (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008). Directement

dérivés des implants dentaires (Bränemark, et al. 1969), ces minivis majoritairement en alliage de titane

sont relativement faciles à intégrer dans une pratique quotidienne, présentant une technique de pose

rapide et simplifiée (Ishii, et al. 2004) (Schnell, et al. 2004).

Néanmoins, malgré un taux de succès important, de 70 à 95% (Luzi, Verba et Melsen 2009), il

persiste 15 à 25 % d’échecs selon les études. Ces échecs proviennent d’un manque de stabilité primaire,

d’inflammation gingivale ou de fracture lors de la pose ou la dépose de la minivis (Costi 2008).

La capacité à se fracturer ou non dans les différentes situations cliniques devient donc un critère

pour le choix d’une minivis. Peu d’études ont pourtant comparées leur propriétés biomécaniques (Carano ,

Velo, et al. 2004). L’acier inoxydable écrouis à froid présenterait des propriétés intéressantes pour

l’utilisation des minivis en orthodontie (Matossian, Filippi et Le Gall 2008). Le choix du matériau serait donc

une solution alternative pour augmenter les propriétés biomécaniques des minivis, leur stabilité primaire et

donc réduire les fractures et leur taux d’échecs.

Aujourd’hui dans la littérature, les études comparatives qui s’intéressent à l’ancrage et à la stabilité

primaire des minivis souffrent de biais et de facteurs de confusions : beaucoup comparent des designs de

minivis de fabricants différents, des longueurs et diamètres différents, des axes d’insertion variables, des

protocoles avec ou sans préforage, et différentes épaisseurs d’os cortical (Florvaag, et al. 2010), (Cha,

Takano-Yamamoto et Hwang 2010), (Chen, Kyung, et al. 2010).

L’objectif de notre étude est de comparer les propriétés biomécaniques de minivis orthodontiques

en titane pur, alliage de titane Ti6AL4V et acier inoxydable de même design, même diamètre et même

longueur en flexion, torsion, insertion au vissage et arrachement.


5 | P a g e

PARTIE 1 : RAPPELS

1. MINIVIS

1.1. Terminologie et Historique

1.1.1. Définition

Les minivis sont des dispositifs qui procurent un point d’ancrage squelettique temporaire (de 4 à 12

mois) au maxillaire et à la mandibule, permettant les mouvements orthodontiques d’ingression,

d’égression, de mésialisation, de distalisation, et d’inclinaison (S.F.O.D.F 2010). Une vis comporte une partie

filetée et une tête permettant de la faire tourner de manière à en assurer la pénétration dans une pièce

taraudée ou dans un milieu résistant (Larousse 2011).

1.1.2. Terminologie

De nombreux termes sont rencontrés dans la littérature : minivis, mini-implants, microvis, micro-

implants, vis d’ancrage ou encore « TADs » (Temporary Anchorage Device System).Les termes « micro » et

« implants » sont plutôt retrouvés dans la littérature anglophone tandis qu’en France, on parlera plus

volontiers de « mini » et « vis ». Toutefois le terme d’implant semble mal adapté car il ne traduit pas le

caractère temporaire du système. Le terme de « vis » sera donc préféré pour ne pas confondre les objectifs

biologiques tissulaires des implants dentaires permanents. Enfin, le terme « système d’ancrage

squelettique » (SAS) doit être réservé à des systèmes plus complexes de plaques.

1.1.3. Historique

L’ancrage temporaire osseux en orthodontie a une double origine :

- L’ancrage osseux utilisé en chirurgie orthopédique, via des vis de synthèse en acier chirurgical

(prothèse de hanche, chirurgie maxillo-faciale)

- L’ancrage osseux utilisé en implantologie, via les implants dentaires en titane.

C’est en 1945 que Gainsfoth et Higley lancent le concept de composants en métal vissés pour

augmenter l’ancrage orthodontique. Ils publient une étude in vivo utilisant des vis en vitallium placées dans

les branches montantes mandibulaires sur des chiens (Gainsforth et Higley 1945).

Plus tard, en 1983, Creekmore et Ekland publient une étude concernant l’ingression des incisives

maxillaires chez l’homme à l’aide de vis en métal. Ils obtiennent un mouvement de 6 mm et un torque de

-25° (Creekmore et Eklund 1983).


6 | P a g e

Parallèlement à ce concept d’ancrage en acier, Bränemark introduit en 1969, la notion

d’ostéointégration en proposant de se servir des implants dentaires pour des traitements ortho-prothétiques

(Bränemark, et al. 1969). Dans les années 70 ont lieu les premières tentatives d’ancrage orthodontique sur

les implants lames (Linkow 1970), sur les implants de forme classique en carbone vitreux (Shermann 1978)

ou encore en oxyde d’alumine recouverts de bioglass (Turley, Shapiro et Moffet 1980). Les résultats sont

décevants en raison du manque d’ostéo-intégration des matériaux employés, de la mise en charge trop

précoce et avec des forces orthodontiques trop importantes, et du manque de fiabilité des techniques

chirurgicales.

Plusieurs expérimentations animales sont ensuite effectuées : en 1979, Smith étudie les effets de la

mise en charge contrôlée d’implants chez le singe et sont les premiers à appliquer des niveaux de forces

retrouvés en orthodontie (Smith 1979). De 1984 à 1990, les effets des forces sur les implants sont évalués à

travers des expérimentations sur le chien et le lapin (Roberts, et al. 1984), (Turley, Kean et Schur 1988),

(Roberts, Marshall et Mozsary 1990).

Beaucoup d’auteurs cherchent à valider l’usage des implants endo-osseux comme ancrage

orthodontique. Mais la taille volumineuse de ces implants dentaires, combinée aux sites d’implantations

limités, au geste invasif, au coût élevé et au temps passé à attendre l’ostéointégration limitent leur utilisation

en orthodontie.

Block et Hoffman ont l’idée d’un dérivé implantaire et introduisent sur le marché l’Onplant ® en

1995 (Block et Hoffman 1995). Wehrbein en 1996 propose l’Orthosystem ® ou la mise en place au niveau

de la région sagittale médiane d’implants modifiés. Mais le protocole reste difficile et les indications

réduites (Wehrbein, Glatzmaier, et al. 1996).

C’est pourquoi, en 1996, après Creekmore et Eklund qui avaient les premiers utilisés une « petite »

vis chirurgicale en métal pour ingresser les incisives centrales maxillaires, Bousquet publie un cas pour

lequel une vis titane de 0,7 mm de diamètre et de 6 mm de longueur est positionnée dans l’os maxillaire,

en mésial de la première molaire, pour reculer les premières prémolaires après extraction des secondes

prémolaires (Bousquet, et al. 1996).

En 1997, Kanomi introduit véritablement les minivis comme ancrage temporaire osseux (Kanomi

1997). Moins d’une année après, Costa présente une étude préliminaire sur l’intérêt de l’utilisation des

minivis titane en orthodontie réalisées sur crânes secs de singes à l’aide de la méthode des éléments finis

puis appliquée sur quinze patients (Costa, Raffainl et Melsen 1998).


7 | P a g e

Durant toutes les années 2000, on assiste à la sortie de multiples systèmes tels que celui de Gray et

Smith (MTI®) en 2000, celui de Melsen (Aarhus®) en 2001, les Spider Screws® de Maino en 2003, le MIA® de

Park en 2002 suivi de L’Omas® de Cheng en 2003. Il faut attendre 2002 pour qu’un système en acier

chirurgical voie le jour, il s’agit de la minivis Léone®(Léone). Aujourd’hui, elle est rejointe sur le marché par

la minivis Ancora® (Serf) depuis 2004 (Tableau 1) :

Nom commercial du

système

Matériau Dimensions (en mm) Année

« Spider screw » (Giuliano,

Mura et Bednen 2005)

Titane pur Longueurs 6/8/10 et

7/9/11

Diamètres 1,5 à 2

1999

« Aarhus » (Melsen et Verna

2005)

Alliage titane Longueurs 9 à 12

Diamètres 1,5 à 2

1999

« Imtec » (Herman et Cope

2005)

Alliage titane Longueurs 6/8/10

Diamètres 1,6 ou 1,8

2005

« Abso anchor » (Darque et

Elouze 2007)

Alliage titane Longueurs 6 à 12

Diamètres 1,3 à 1,8

2005

« Leone » (Darque et Elouze

2007)

Acier

chirurgical

Longueurs 6/ 8/ 10/12

Diamètres 1,5 à 2

2002

« Ancora »(Matossian,

Filippi et Le Gall 2008)

Acier

chirurgical

Longueurs 8/ 10/ 12

diamètre 2

2004

Tableau 1 : les différents systèmes de minivis

Enfin, en 2002, Sugawara montre comment les miniplaques vissées peuvent être utilisées comme

ancrage en orthodontie (Sugawara, et al. 2002). Il est aujourd’hui rejoint par des auteurs comme Hugo de

Clerck (DeClerck, et al. 2009).

1.2. Description des minivis

1.2.1. Parties constitutives

Il existe plus de 70 modèles de vis présents sur le marché. Il est important de bien connaître le

design de la pointe, les caractéristiques du filetage, et le dessin du col et de la tête de la minivis pour

obtenir une bonne stabilité primaire dans l’os. En fonction de ces différentes caractéristiques, les

propriétés mécaniques de la vis varient. Généralement coniques ou cylindriques, les minivis présentent une

géométrie comparable en quatre parties (Figure 1).


8 | P a g e

- la tête

- le col ou chanfrein

- le corps fileté

- la pointe

La conception de ces trois parties doit répondre à des critères :

- mécaniques : obtention d’une stabilité primaire suffisante pour assurer l’ancrage ;

- physiologiques : forme atraumatique pour les tissus mous et évitant l’accumulation de

plaque bactérienne ;

- pratiques : protocole de mise en place chirurgicale simple, accessibilité de la connexion avec le

système de traction.

1.2.1.1. La tête

La tête est la portion de la vis qui émerge de la cavité buccale. Pour Lee, Kim et Park (J.-S. Lee, J.

Kim, et al. 2008), les vis orthodontiques sont généralement des implants non enfouis). Elle a deux

fonctions : transmettre un couple au noyau et à son filetage, et servir ensuite de point d’application de la

force orthodontique. Le design de la tête doit être au maximum arrondi pour éviter l’inflammation

gingivale et les blessures jugales ou linguales. Il existe actuellement deux grands types de tête (Figure 2) :

- les minivis avec tête à contrôle tridimensionnel, dont la partie supérieure ressemble à un

bracket permettant l’insertion d’un arc.

- les minivis dont la tête constitue un seul point d’ancrage, comme une perforation, une gorge ou

un bouton.

Figure 2 : tête de la minivis Ancotek® – Tekka et tête de la minivis Ancora®-Serf

Figure 1 : Composants d’une vis


9 | P a g e

1.2.1.2. Le col ou chanfrein

Le col correspond à la partie transmuqueuse de la vis. Il doit être parfaitement lisse afin de réduire

le risque de rétention de plaque dentaire. La longueur du col est variable en fonction de l’épaisseur de la

muqueuse et du site d’insertion. L’herméticité de cette interface est indispensable pour éviter une

colonisation bactérienne et une prolifération des tissus mous.

Le taux d’échec des minivis d’ancrage est souvent dû à l’inflammation gingivale au niveau du col. De

plus, lors de la dépose, la contrainte maximale se situe également à cet endroit. Le col de la minivis est

donc véritablement la partie la plus importante de ce système, il doit être extrêmement résistant. La

résistance à la torsion étant proportionnelle au cube du diamètre du col, une très petite augmentation de

ce diamètre peut augmenter considérablement la solidité de la vis. En somme, plus le diamètre du col est

important, plus le risque d’échec dû à la fracture de la vis pendant l’insertion est limité.

1.2.1.3. Le corps de la vis

1.2.1.3.1. Noyau et diamètre

Le noyau qui forme le corps de la vis est entouré par le filetage hélicoïdal. La section transversale

du noyau (appelée surface de la racine de la vis) détermine la résistance à la torsion de la vis (Perry et Gilula

1992). La résistance à la torsion étant proportionnelle au cube du diamètre du noyau (Perren 1976), une

très petite augmentation de ce diamètre peut augmenter énormément la solidité de la vis. Plus le diamètre

du noyau est important, plus est faible le risque d’échec de la vis du à la fracture pendant son insertion.

Aujourd’hui, l’ensemble des minivis a un diamètre compris entre 1,2 et 2 mm. Plus le diamètre est

grand, plus la répartition des contraintes dans l’os cortical est favorable. Le faible diamètre a pour seul

avantage une insertion plus aisée entre les racines, mais présente une moindre résistance à la fracture.

Plusieurs auteurs recommandent l’utilisation de minivis de 1,8 ou 2 mm de diamètre (Jolley et Chung 2007)

(Darque et Elouze 2007) et déconseillent l’utilisation de minivis en dessous de 1,3mm de diamètre (J.-S.

Lee, J. Kim, et al. 2008).

Néanmoins, une étude récente publiée par Morarend relativise la notion de diamètre en

comparant l’ancrage mono et bi-cortical. En effet, une minivis de diamètre 2,5 mm placée en mono-

corticale présente moins de valeur d’ancrage qu’une minivis de 1,5 mm de diamètre placée dans les deux

corticales osseuses (Morarend, et al. 2009).


10 | P a g e

1.2.1.3.2. Filetage

Longueur du filetage : la longueur du filetage est généralement comprise entre 6 et 12 mm. Une vis

courte sera utilisée dans une corticale épaisse, une minivis plus longue améliorera stabilité primaire dans

une corticale fine. Un ancrage intra-osseux de 10 mm est généralement recommandé. Cette longueur varie

néanmoins selon l’épaisseur de la corticale, l’épaisseur globale du site, et les obstacles anatomiques

présents. Une analyse par éléments finis non linéaires réalisée sur des modèles bidimensionnels qui

reflètent les conditions de l’interface os-implant immédiatement après implantation a été réalisée pour

rechercher quels paramètres influencent la stabilité primaire (J.-S. Lee 2005). Il a été montré que la

longueur des vis n’a que peu d’effet sur la répartition des contraintes, contrairement au filetage et au

diamètre si 5 mm au minimum sont engagés dans l’os (Freudenthaler, Haas et Banthleon 2001).

Pas de vis : l’espace entre deux spires adjacentes est appelé pas de vis. La minivis avance d’une

certaine distance à chaque tour qui en présence d’un seul filetage est égal au pas de la vis. La forme de la

coupe transversale est tout aussi importante car elle influence les méthodes d’insertion et de répartition

des contraintes. Le filetage dit assymétrique est le plus facile à insérer mais la répartition des contraintes

est moins favorables, tandis qu’une forme trapézoidale ou rectangulaire est d’insertion plus difficile mais

assure une meilleure répartition des contraintes.

1.2.1.4. La pointe

Les minivis sont presque toutes autotaraudantes, c'est-à-dire qu’elles ne nécessitent pas de

taraudage avant leur insertion. Leur filetage s’enfonce dans le matériau en le comprimant et en le

découpant. Elles ont un bord d’attaque cannelé et ne nécessitent qu’un protocole de préforage (J.-S. Lee, J.

Kim, et al. 2008).

Les minivis sont parfois aussi autoforantes, c'est-à-dire sans forage. Elles comportent alors des

spires obliques dites de stabilisation primaire qui permettent le vissage sans préforage. Elles présentent

une pointe en forme de « tire-bouchon » (Figure 3).

Figure 3 : Pointe autoforante de la minivis Ancora®- Serf


11 | P a g e

1.3. Propriétés des minivis

1.3.1. Biocompatibilité et choix du matériau

Le matériau constitutif des minivis doit être non toxique et biocompatible. Classiquement, on peut

diviser les matériaux en trois catégories : Biotolérant (acier inoxydable et alliage chrome cobalt), Bioinerte

(titane, carbone) et Bioactif (hydroxyapatite)

1.3.1.1. Le titane pur

Définition : Le titane (symbole Ti, numéro atomique 22) est un métal de transition léger, qui résiste

à la corrosion. Le titane dans l’industrie est retrouvé sous différentes formes pouvant aller du grade 0 au

grade 5. La forme la plus pure est caractérisée par le grade 0) tandis que les alliages correspondent aux

grades 5 et 5-ELI. On retrouve souvent le titane sous la forme grade 2 (Ti 40) ou grade 4 (Ti 60 abréviations

AFNOR). Dans le tableau en Annexe 3 sont représentés les différents titanes utilisés dans l’industrie.

Propriétés physiques : Le titane possède une haute résistance mécanique. Son module d’élasticité

est très bas (100 000 MPa à 110 000 MPa), plus proche de celui des structures osseuses (20 000 MPa) que

l'acier inoxydable (210 000 MPa). Cette élasticité qui favorise le remodelage osseux en obligeant l'os à

travailler (prévention du stress, shielding ou ostéoporose péri-implantaire) fait du titane un biomatériau

particulièrement intéressant. Il faut cependant noter qu'une élasticité excessive peut aussi compromettre

la fonction du biomatériau qui aurait subi une déformation inacceptable. Sa résistance à l’usure est

également excellente (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008).

Propriétés chimiques : Résistance à la corrosion : le corps humain est un milieu agressif et corrosif

du fait des concentrations en ions chlorure (113 mEq/l dans le plasma sanguin et 117 mEq/l dans le liquide

interstitiel, ce qui est suffisant pour corroder les matériaux métalliques) et en oxygène dissous. Pour les

implants dentaires et les minivis, les conditions sont encore plus sévères puisque le milieu salivaire contient

plus de produits soufrés qui le rendent plus corrosif. Le titane est en inertie chimique par rapport au milieu.

Propriétés biologiques : Le titane est l’un des métaux les plus biocompatibles, avec l’or et le platine,

c’est-à-dire qu’il résiste totalement aux fluides corporels. Cette biocompatibilité est sa caractéristique la

plus importante, elle influence grandement le type d’interface formé entre l’os et l’implant, et avec quelle

rapidité les tissus réagissent. Elle est également en rapport avec le maintien à long terme de l’interface

(Huang , Shotwell et Wang 2005).


http://fr.wikipedia.org/wiki/M%C3%A9tal_de_transition

http://fr.wikipedia.org/wiki/Module_de_Young

http://fr.wikipedia.org/wiki/Or

http://fr.wikipedia.org/wiki/Platine

12 | P a g e

1.3.1.2. L’alliage de titane TI6AL4V ou TA6V

Définition : Le Ti6Al4V est un alliage très utilisé pour la fabrication des minivis. Il contient 90 % de

titane, 6 % d’aluminium, 4 % de vanadium et une fraction de pourcentage d’oxygène. L’aluminium

augmente les propriétés mécaniques et diminue la densité, alors que le vanadium a tendance à améliorer la

résistance à la corrosion. Egalement appelé Ti6 Al 4Va – ELI, le grade ELI (pour Extra Low Intersticials =

Faible teneur en Fe et O) du TA6-V a été développé pour améliorer la ténacité et la ductilité cryogénique

de l’alliage. Ce faible niveau d’interstice (espace entre les grains composant l’alliage) garantit une présence

faible d’impuretés et d’inclusions comme l’oxygène (Lazaroo, Tilotta et Ernoult 2010).

Propriétés : Excellente biocompatibilité comme le titane pur, Résistance élevée : 860 N/mm2

(supérieure à celle du titane pur), Module d'élasticité en N/mm2 : 11500kg/mm2 à 20°C (faible), densité :

4,43 g/cm3 (faible)

La résistance du titane et de l’alliage de titane dépend de sa microstructure, qui est influencée par

sa composition, son traitement thermique et l’usinage de la minivis (Donachie 2000). Lijima s’est intéressé

à la microstructure des minivis en titane pur (forme commercial) et en alliage de titane TIAL64V. Il en

ressort que le titane pur à une microstructure avec une simple phase d’alpha titanium, tandis que l’alliage

de titane à une microstructure plus complexe : l’ajout de molybdène et de vanadium permet de stabiliser

au sein de la phase d’alpha titanium une phase de beta titanium, qui lui confère des propriétés supérieures,

mais augmente les coûts et la difficulté d’usinage (Lijima, et al. 2008). Même si l’alliage de titane-vanadium-

molybdène est majoritairement utilisé dans le monde de l’implantologie pour ses propriétés mécaniques

supérieures à celles du titane pur, des réactions cytotoxiques tissulaires causées par le vanadium et

l’aluminium ont été reportées (Thompson et Puelo 1996) (Stenport et Johansson 2008) (Olmedo , et al.

2008).

1.3.1.3. Acier inoxydable (écroui à froid)

Définition et classification : Les aciers inoxydables comprennent un ensemble de famille à base de

fer dont la principale propriété est la résistance à la corrosion. Le chrome (Ils contiennent au moins 10,5 %

de chrome et moins de 1,2 % de carbone) est l’élément essentiel qui, à des teneurs supérieures à 12%, rend

l’acier inoxydable en favorisant, en milieu oxydant, la formation d’un film passif à sa surface. Les aciers

inoxydables sont classés en quatre grande familles : ferritique, austénitique, martensitique et

austénoferritique. Les aciers inoxydables utilisés pour les minivis en orthodontie son des aciers

austénitiques : ils sont chauffés à haute température avec adjonction de carbone (Baïlon et Dorlot 2000).

Propriétés : L’acier inoxydable utilisé pour la fabrication des minivis Ancora® est un acier inoxydable

austénitique écrouis à froid de norme iso 5832-1 (norme présentée en annexe), il a pour propriétés une


13 | P a g e

densité égale à 8g/cm3 et un module d’Young à 210 000 MPA (indépendant de sa composition). Les autres

propriétés varient énormément en fonction de la composition, du traitement thermomécanique et des

traitements de surface auxquels ils ont été soumis.

1.3.2. Caractère temporaire des minivis (fibrointégration)

1.3.2.1. Biomatériau support de la minivis : l’os alvéolaire

Pour Bert, l’os est un matériau vivant, résistant et fragile : très résistant car il va permettre aux

minivis de servir d’ancrage orthodontique et très fragile car sa liaison avec l’implant peut se rompre

facilement (Bert et Missika 2009). D’un point de vue biomécanique, l’os est une substance viscoélastique

anisotrope dont les propriétés mécaniques diffèrent selon la direction considérée. Il est donc très difficile

de le caractériser avec un module d’Young donné (Figure 4).

L’étude du comportement mécanique de l’os a fait depuis près d’un siècle l’objet de recherches

nombreuses et de qualité, que ce soit par des techniques classiques de prélèvement et de conservation

d’os humain ou animal, ou bien l’acquisition de modèles par la méthode des éléments finis. Actuellement, il

apparait que le comportement de l’os soumis à des contraintes statiques est très voisin de celui des

composites à renforcement directionnels et en tenant compte de son anisotropie et des phénomènes de

fluage qu’il présente, des carbones époxy.

Figure 4 : La courbe contrainte déformation révèle les propriétés mécanique de l’os cortical et trabéculé

d’après Simon (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008) )

1.3.2.2. Biointégration fibrointégration et ostéointégration

Après la pose d’une minivis, la cicatrisation osseuse se met en place : des protéines d’adsorption

apparaissent en quelques secondes, suivies de cellules qui viennent adhérer à la surface du matériau. La vis

est bio-intégrée dans le tissu osseux. En raison du caractère temporaire de l’utilisation d’une minivis, et

contrairement aux implants classiques, l’ostéointégration doit être minimisée par l’utilisation de surfaces

lisses réduisant les forces nécessaires à la dépose des vis. Dans le cas des minivis, certains auteurs parlent


14 | P a g e

donc de fibro-intégration (Canal et Salvadori 2008). Bränemark définit l’ostéointégration comme étant une

liaison biochimique entre l’os alvéolaire et l’implant (sans tissu fibreux ni mobilité) (Bränemark, et al. 1969).

Albrektsson propose cinq critères de réussite pour l’ostéointégration d’un implant : immobilité de l’implant

lors du test clinique, pas d’image radio-claire péri-implantaire, lyse osseuse verticale inférieure à 0,2mm

après la première année, pas de signes de douleur ni d’infection péri-implantaire, longévité de l’implant

doit être d’au moins 90% à 5 ans et 85% à 10 ans (Alberktsson, et al. 1986).

En résumé, comme le décrit Dumoulin, l’essentiel de l’ancrage d’une minivis est mécanique et non

dû à une ostéointégration qui ne se vérifie pas cliniquement, la dépose se faisant sous anesthésie locale

(Dumoulin 2008). Pour lui,

- Fixation primaire (minivis) = rétention mécanique

- Fixation secondaire (implants dentaires) = ostéointégration

De nombreuses études ont eu pour objet d’évaluer les conséquences histologiques d’une force

orthodontique appliquée sur les implants dentaires. Ces études mettent en évidence le fait que la quantité

d’ostéo-intégration n’est pas influencée par l’application de forces orthodontiques (Melsen et Lang 2001)

(Trisi et Rebaudi 2002). Au contraire, la traction orthodontique augmente le remodelage péri-implantaire,

et n’influe pas sur la stabilité de l’implant (Wehrbein, Yildirim et Diedrich 1999).

Les forces orthodontiques favorisent le remaniement osseux péri-implantaire pour deux raisons :

les forces orthodontiques sont continues et non intermittentes comme les forces occlusales, et elles ont

généralement un vecteur unique alors que les forces occlusales sont multidirectionnelles.

Dans une étude de 2006, Huja rapporte un contact osseux pour des minivis en alliage de titane

évalué par histomorphométrie de 78% à 94% à 6 semaines. L’auteur pense que les vis peuvent être plus

vulnérables à la fracture au cours de la phase de cicatrisation osseuse (dans les 6 premières semaines), en

raison de l’interface immature avec l’os (Huja, et al. 2006). Vannet confirme ses résultats avec un taux

moyen d’ostéointégration partielle de 74,48% (Vannet, et al. 2007) et Chen obtient des valeurs de 37,51%

d’ostéointégration pour des minivis plus petites en alliage de titane placées au maxillaire et 38, 56% pour

des minivis mandibulaires (Chen, Kang, et al. 2009).


15 | P a g e

Figure 5 : A gauche, % d’ostéointégration en fonction de la période de mise en charge orthodontique :

catégorie 1- pas de mise en charge, catégorie 2- mise en charge immédiate, catégorie 3- mise en charge

entre 6 et 12 semaines (Huja, et al. 2006). A droite phénomènes d’ostéointégration au niveau des flèches

rouges (Chen, Kang, et al. 2009).

Même si l’essentiel de l’ancrage d’une minivis est mécanique et non dû à une ostéointégration qui

ne se vérifie pas cliniquement, d’après les résultats de ces études, une ostéointégration partielle a lieu

avec les minivis en alliage de titane.

1.3.3. Stabilité primaire

La stabilité primaire des minivis correspond à sa stabilisation mécanique immédiate après son

implantation. Elle est directement dépendante de trois groupes de facteurs, étroitement liés :

- Les facteurs liés à l’hôte : ils interviennent dans la sélection optimale du site ;

- Les facteurs liés à l’opérateur : dextérité, préforage ou non ;

- Les facteurs liés aux implants : le design de la vis, son diamètre, sa longueur, ses propriétés

mécaniques interviennent dans la stabilité primaire (Costi 2008).

Les Figure 6 et Figure 7 schématisent les paramètres qui influencent la stabilité primaire des

minivis, ainsi que les causes d’échecs liées à cette stabilité (Costi 2008) (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008).


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Figure 6 : causes d’échecs des minivis et comment les éviter (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008)

Figure 7 : paramètres influençant la stabilité primaire des minivis (Costi 2008)

1.3.4. Mise en charge (résistance aux contraintes)

En 2003, Deguchi établit que les minivis titane peuvent être utilisées comme ancrage osseux dans

un traitement orthodontique pour une durée de 3 mois de mise en charge avec une période de

cicatrisation très courte de 3 semaines maximum (Deguchi , et al. 2003).

Ces conclusions s’opposent aux résultats antérieurs de Garetto (1995) ou encore Roberts (en 1999)

qui préconisaient d’attendre plus longtemps avant la mise en charge. Melsen et Costa, suivant les travaux

Facteurs de l'hôte

Sélection optimale du site

•Os cortical épais

•Tissus mous sains

Facteurs implantaires

Augmenter la stabilité

•Support d'os cortical maximal

•Traumatisme chirurgical minime

•Répartir la charge orthodontique

•Utiliser des matériaux biocompatibles

Facteurs de l'opérateur

Assurer une bonne manipulation

•Eviter les vibrations

•Traumatisme chirurgical minime

•Protocoles standardisés

HOTE

•Epaisseur et densité de l'os cortical

•Epaisseur de la gencive

•Contraintes des tissus mous

IMPLANT

•Biocompatibilité, solidité

•Forme, diamètre, longueur

•Nombre

PRATICIEN

•Expérience déxterité

•Préforage ou non

•Modalité de mise en charge


17 | P a g e

de Deguchi, puis Kyuong en 2003 pensent à la possibilité de mise en charge immédiate. Cette notion est

maintenant acceptée pour les minivis.

1.3.5. Cahier des charges

Toutes ces propriétés aboutissent à un cahier des charges pour les minivis (Matossian, Filippi et Le

Gall 2008) :

- Mise en place et retrait aisé

- Stabilité mécanique aux contraintes

- La minivis ne doit pas se fatiguer sous l’effet de forces orthopédiques de flexion.

- Elle doit montrer une bonne élasticité, ne pas aller jusqu’à la rupture sous l’effet de force

maximales.

- Absence de fracture à la pose et à la dépose

- La minivis ne doit pas avoir de fragilité, elle ne doit pas rompre sous l’effet d’une force de

torsion.

- Absence de blessure due à la tête de la vis

- La tête de la minivis doit respecter l’environnement bucco-dentaire du patient, et éviter toute

irritation ou inflammation, synonyme d’échec.

- Auto-forant et auto-taraudant

- Mise en charge immédiate possible

- Emballage stérile individuel aux normes CE

- Traçabilité

- Compatible avec tous les systèmes de traction

- Coût réduit

1.4. Protocole chirurgical

1.4.1. Choix du site de pose

1.4.1.1. Selon l’indication

Le choix du site de pose dépend en premier lieu de l’indication et de l’objectif à atteindre.

1.4.1.2. Évaluation de la zone d’ancrage

Une fois le site choisi, il est nécessaire d’évaluer la qualité de l’ancrage, pour obtenir une bonne

stabilité primaire de la minivis. La densité osseuse, l’épaisseur de l’os cortical, la quantité d’os spongieux et


18 | P a g e

les obstacles anatomiques : zone d’émergences nerveuses, sinus, racines dentaires, sont des critères à

évaluer pour obtenir un succès et une bonne stabilité primaire.

Il a été préalablement rapporté que la zone la plus dense à la mandibule se situe en vestibulaire

entre les deuxièmes prémolaires et les premières molaires, ou entre les deuxièmes molaires et les

premières molaires. Au maxillaire, les zones les plus denses sont situées en palatin entre 4 et 5 (Poggio , et

al. 2006) et au niveau de la suture palatine.

1.4.1.3. Choix du site de mise en place

Le taux d’échec est augmenté si la minivis est mise en place dans la gencive attachée. Pour obtenir

une émergence dans la gencive kératinisée et augmenter la longueur de la vis dans l’os, il est possible

d’anguler. Pour Dumoulin, l’axe d’insertion varie entre 45° et 66) au maxillaire et il doit être verticalisé à la

mandibule (Dumoulin 2008). Mais d’après plusieurs études récentes, cette angulation diminue la stabilité

primaire (Pickard, et al. 2010).

Selon Lee, Kim et Park (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008), pour choisir le site d’insertion des minivis, le

praticien doit faire la synthèse entre sûreté, accessibilité, état des tissus durs, état des tissus mous, utilité

biomécanique, gêne et irritation. La nécessité d’avoir recours aux minivis d’ancrage doit être supérieure

aux risques encourus (Figure 8).

Figure 8 : zones de sécurité (en violet) pour la pose des minivis au maxillaire et à la mandibule.

1.4.2. Etapes cliniques

Le protocole opératoire de pose d’une minivis es parfaitement décrit par Lee, Kim et Park dans leur

ouvrage « Applications cliniques, Mini-implant en orthodontie » (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008) . Les

protocoles chirurgicaux d’insertion des minivis doivent respecter les principes suivant :

- Asepsie stricte

- Intervention atraumatique

- Examen préopératoire rigoureux et positionnement précis des minivis


19 | P a g e

- Prescription d’une prémédication antalgique

- Protocole opératoire standardisé

1.4.2.1. Anesthésie

Le praticien réalise un examen clinique et radiologique du site d’insertion choisi selon le contexte

anatomique et les critères biomécaniques. Une anesthésie locale par infiltration est réalisée, il est alors

possible de sonder l’os cortical avec une sonde parodontale.

1.4.2.2. Marquage du point d’insertion sur la gencive

Des lignes de références horizontale et verticale sont marquées avec une sonde parodontale avant

de perforer la gencive au niveau du point d’insertion de la minivis. L’épaisseur des tissus mous est mesurée,

si un obstacle gêne l’insertion (type frein), il est nécessaire de pratiquer une frénectomie lors de

l’intervention.

1.4.2.3. Perforation de l’os cortical

C’est une étape primordiale car garante de la stabilité primaire de la minivis. Deux écoles

s’opposent : certains praticiens (Massif, Frapier et Micallef 2007), (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008) préconisent

le préforage de faible diamètre et sur une faible longueur), ce qui pour eux augmente la sensibilité tactile

du praticien, « guide » le praticien pour maintenir l’axe d’insertion, tandis qu’une autre école préconise

d’utiliser la propriété autoforante des pointes de minivis et de les visser sans avant trou, afin d’augmenter

la stabilité primaire de la vis (Florvaag, et al. 2010), (Mischkowski, et al. 2008), (Matossian, Filippi et Le Gall

2008), (Dumoulin 2008).

De nombreuses études ont cherché à comparer ces deux techniques : il en ressort que le design de

la vis conditionne le préforage ou l’absence de préforage. Pour Massif et Frapier, le préforage apporte

deux avantages : la diminutions significative de la force verticale de vissage nécessaire à l’amorçage, et le

recul significatif du point de rupture au-delà duquel la vis décroche et perd sa stabilité primaire (Massif,

Frapier et Micallef 2007).

Wilmes en 2006 s’est attardé à déterminer la longueur et le diamètre du préforage idéal (Wilmes,

Rademacher, et al. 2006). Pour augmenter la stabilité primaire des minivis, il faut diminuer au maximum

le diamètre du préforage (1,3 mm maximum) et la longueur du préforage (autour de 1 mm).

Pour Mischowski, puis Floorvag, l’absence de préforage augmente la stabilité primaire, mais en

contrepartie, une première résistance à la pénétration doit être surmontée avant que la minivis n’entre

dans l’os : cela peut entraîner des fractures (Florvaag, et al. 2010) (Mischkowski, et al. 2008). En effet, pour


20 | P a g e

Lee, Kim et Park, en raison des risques de fractures, il n’est pas recommandé d’utiliser des minivis de moins

de 1,6 mm de diamètre sans préforage, surtout à la mandibule. L’opérateur doit être très attentif à ne pas

briser l’extrémité de la minivis : cet accident se produit souvent lorsque l’angle d’insertion est modifié alors

qu’elle est dans l’os cortical (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008).

1.4.2.4. Insertion de la minivis

La vis est engagée dans l’os et insérée selon l’angle planifié. Dans les secteurs accessibles, il est

possible d’utiliser un tournevis manuel. Dans les zones postérieures ou palatines, il est indispensable

d’utiliser un contre angle réducteur au 1/256ème. Quelle que soit la méthode utilisée, la minivis est insérée

par rotation sous une force verticale minime, juste suffisante pour maintenir l’angle de travail. Aucune

force verticale excessive ne doit être appliquée car elle augmenterait les risques de vibrations et de lésion

des racines, il faut travailler uniquement en rotation. Il faut également éviter d’induire un mouvement de

flexion au cours de l’insertion de la minivis, de façon à ne pas léser la pointe autoforante de la minivis.

1.4.2.5. Finition

La stabilité primaire de la minivis est obtenue à ce stade. L’implantation ne peut être terminée que

par rotation, ce qui est rendu possible par l’engagement des spires de la vis dans l’os lors de l’insertion. Une

finition réalisée uniquement par vissage manuel est crucial pour obtenir un contact maximal avec l’os

cortical et éviter les vibrations. Une force verticale, aussi faible soit elle peut provoquer ces vibrations et

compromettre la stabilité primaire.

Pendant les deux ou trois derniers tours de la minivis, un ajustage précis doit être ressenti, sinon, il

est probable que l’implant échouera en raison d’un support d’os cortical insuffisant, d’un traumatisme

excessif ou de vibrations pendant son insertion. Pour Massif, à partir du moment où la vis arrive en butée

sur le col, le couple de fin de vissage augmente rapidement et atteint son maximum en 2/3 de tour. Ils

conseillent alors de n’effectuer qu’1/3 de tour lorsque la vis est en butée sur l’os. La stabilité primaire doit

être immédiatement obtenue, en cas de mobilité de la vis, il est nécessaire de recommencer dans un site

avoisinant (Massif, Frapier et Micallef 2007).

1.5. Succès/échecs

1.5.1. Taux de succès des minivis

Malgré l’engouement certain qu’ont connu les minivis depuis les dix dernières années, le taux de

succès est loin d’être total puisqu’il varie de 70% à 90%. Cela signifie qu’à l’heure actuelle, dans certaines

études, plus d’une minivis sur trois doit être déposée de façon anticipée.


21 | P a g e

Un article de Luzi publié en 2009 synthétise les taux de succès/ échecs rapportés dans la littérature

récemment. Ces résultats sont présentés sur le Tableau 2:

Auteurs Année Taille de l’échantillon Taux de succès en %

Miyawaki et al. 2003 134 83.9-85

Fritz et al. 2004 36 70

Cheng et al. 2004 140 89

Park et al. 2006 227 91,6

Chen et al. 2006 59 84,7

Motoyoshi et al. 2006 124 85,5

Tseng et al. 2006 45 91,1

Kuroda et al. 2007 116 81,1- 88,6

Luzi et al. 2007 140 90,7

Wiechmann et al. 2007 133 86,8

Chen et el. 2007 273 76,4-82,6

Tableau 2 : Taux de succès retrouvés dans la littérature pour les minivis de 2003 à 2007 (Luzi, Verba et

Melsen 2009)

1.5.2. Cause d’échecs des minivis

Les études de Cheng (Cheng, et al. 2004) et Miyawaki (Miyawaki, et al. 2003) ont montré que le

diamètre et la longueur des minivis n’avaient pas d’impact significatif sur le taux d’échec, que ce soit en

termes de fracture, de perte de stabilité ou de déformation, dès que le diamètre est supérieur à 1,2 mm et

la longueur supérieure ou égale à 5 mm intra-osseux. Ils précisent qu’il est cependant conseillé d’adapter

ces données aux paramètres cliniques : plus la densité osseuse est faible, et plus le diamètre et la longueur

est élevés.

Pour Matossian, Filippi et Legall (Matossian, Filippi et Le Gall 2008), les principaux problèmes

rencontrés sont présentés dans le Tableau 3.


22 | P a g e

Instabilité immédiate ou précoce

Forage trop large, mal refroidi ou mal irrigué

Force verticale trop importante

Fêlure ou fracture alvéolaire

Flexion lors du vissage

Irritation des muqueuses

Insertion proche d’un frein

Faible hauteur gingivale

Ulcération linguale par frottement

Lésion desmodontale ou radiculaires

Erreur technique lors du forage

Lésion des structures anatomiques voisines

Sinus maxillaire, nerf alvéolaire inférieur, artère

palatine

Fracture de la vis

Vis de trop petit diamètre (inférieur à 1,6 mm) Vis au design fragile : col trop étroit Vis en titane pur (ostéointégration partielle)

Tableau 3 : Principaux problèmes rencontrés lors de l’utilisation des minivis

1.5.3. Fracture des minivis

Pour Lee, Kim et Park, les causes de fractures des minivis dépendent du site de la fracture, comme

le montre la Figure 9 (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008)

Figure 9 : sites de fractures des minivis

La pointe de la minivis (site A) peut se fracturer si l’angle d’insertion est modifié lorsque la pointe

de la minivis est située dans la couche d’os cortical, tandis que la partie B peut se fracturer lors de

l’implantation sur un site où l’os est dur comme les secteurs postérieurs mandibulaires. Une fracture en C

peut être due à un facteur intrinsèque (résistance à la torsion du matériau).

Une revue de littérature systématique jusqu’à janvier 2009 dénombre à 16,4% le taux de fracture

pour les minivis en orthodontie (Shätzle, et al. 2009). Le risque de fracture augmente avec :


23 | P a g e

- L’âge : Chen conclue que les fractures sont plus fréquentes chez les moins de 20 ans (Chen,

Chang, et al. 2008) ;

- La diminution du diamètre : les minivis de diamètre 2 mm se fracturent moins que les minivis

que celles de 1,2mm ( (Shätzle, et al. 2009) ;

- Le site de pose : les fractures surviennent plus souvent en zone postérieure, à la mandibule

(Chen, Chang, et al. 2008) et quand la minivis est placée dans la muqueuse alvéolaire (Cheng, et

al. 2004).

Plusieurs articles laissent également entendre que la fracture des minivis lors de la dépose pourrait

être due à l’ostéointégration partielle du titane ou de l’alliage de titane de minivis laissées en place trop

longtemps (Matossian, Filippi et Le Gall 2008), (Lazaroo, Tilotta et Ernoult 2010) mais aucune étude clinique

n’a encore démontré ce phénomène.

2. ANCRAGE et BIOMECANIQUE DES MINIVIS

2.1. Biomécanique du déplacement dentaire unitaire

2.1.1. Déplacement dentaire : Force, centre de résistance et moment

2.1.1.1. Force

Selon le troisième principe de Newton, « à toute action correspond une réaction, d’intensité égale

et de sens opposé ». Quelle que soit la mécanique utilisée, appliquer une force sur une dent, un groupe de

dent ou une arcade engendre une force de même intensité, de même ligne d’action mais de sens opposé

sur la structure d’appui.

Comme le rappelle Garcia, il est difficile dans la pratique de connaître, pour un individu donné, la

force optimale nécessaire au déplacement dentaire envisagé (Garcia 1985). Cela dépend à la fois de

l’élasticité ligamentaire, de la rigidité osseuse, des potentialités dynamiques tissulaires et cellulaires ainsi

que de l’environnement musculaire. Ces facteurs individuels ne peuvent être connus à l’avance. Il est

également difficile d’apprécier précisément la valeur de la force maximale que peuvent supporter les

structures d’ancrage sans voir apparaître de mouvements parasites.

2.1.1.2. Centre de résistance

Le centre de résistance d’un solide est le point tel que, si nous exerçons une force quelconque en ce

point, le solide se déplace dans la direction de la force en gression pure sans rotation (Faure 2011). La

localisation du centre de résistance dépend du solide et du milieu dans lequel il se trouve (pour nous la dent

et le parodonte) et est indépendante du système de forces appliqué au solide.


24 | P a g e

La position du centre de résistance varie en fonction de :

- la longueur, le nombre et la forme des racines

- la hauteur et la densité de l'os alvéolaire.

Approximativement, ce centre de résistance se situe :

- pour une monoradiculée, entre le milieu et le tiers apical de la racine.

- pour une pluriradiculée, à la furcation des racines.

2.1.1.3. Version libre et centre de rotation

Lorsqu’une force isolée est exercée sur la couronne de la dent, le système de force se réduit à la

force F comme sur le schéma ci-dessous. Le moment résultant est M= F x CrP. La version libre est donc la

combinaison d’une faible translation et d’une forte rotation autour du centre de rotation de la dent (Cr).

2.1.1.4. Couple de force

Un couple est l’ensemble de deux forces parallèles, de direction opposée et de même module, mais

de point d’application différents. Le moment du couple est indépendant du centre de rotation. Il est égal à

M= FxD (distance entre les deux axes de forces)

2.1.2. Ancrage dentaire

2.1.2.1. Définitions de l'ancrage

- Petit Robert : action d'attacher à un point fixe.

- Pour Garcia : capacité d'une dent ou d'un groupe de dents à répondre à une force en

conservant les paramètres qui définissent sa bonne position dans l'espace.

- Pour Nikolaï : l'ancrage se rapporte à la stabilité, il supporte les forces d'application

orthodontique et leur résiste.

- Pour LANGLADE : "en biomécanique orthodontique, l'ancrage est la résistance au déplacement.

Quand un corps se déplace, il est habituel de dire que les forces motrices sont supérieures aux

forces de résistance".

Au cours du traitement orthodontique l'ancrage va être plus ou moins sollicité selon la

malocclusion et la stratégie de traitement. Il est possible de le renforcer, ou de le préparer. On peut aussi

perdre de l'ancrage, volontairement ou non, par un mauvais contrôle des mouvements parasites.


25 | P a g e

2.1.2.2. L’ancrage passif ou biologique

2.1.2.2.1. Valeurs d’ancrage

L’ancrage biologique ou passif est constitué par la dent, l’os alvéolaire et les ligaments

parodontaux, mais, au-delà du système dentaire, par tous les supports osseux et musculaires intra comme

extra-oraux capables de résister à nos forces orthodontiques. La valeur de l’ancrage de la dent est fonction

de la longueur, du volume et du nombre de ses racines.

Freeman (Freeman 1965) a établi une moyenne des surfaces radiculaires, et de ce fait les valeurs

d'ancrage de chacune des dents (Figure 10).

Cet ancrage dépend également de la position des dents : les dents maxillaires résistent mieux que

les dents mandibulaires. Jaraback attribue des valeurs guides d'ancrage pour chaque dent de 1 à 10.

Figure 10 : moyennes des surfaces radiculaires obtenues par FREEMAN, et valeurs d’ancrage de JARABACK

L’ancrage biologique dépend également de sa position plus ou moins versée dans l’os alvéolaire

(Théorie du « piquet de tente » de Tweed) : une molaire inférieure versée mésialement est un mauvais

ancrage pour une traction inter ou intra-maxillaire (Tweed 1966).

Outre la dent, les facteurs qui déterminent l'ancrage passif sont pour Burstone :

- sa position par rapport à la force qui la sollicite ;

- la densité de l'os ;

- l'âge du patient ;

- la qualité du parodonte ;

- l'environnement musculaire.

Pour Langlade, la notion d'ancrage passif est modulée en fonction de la typologie du patient qui

intervient comme facteur modérateur (type dolychofacial) ou comme facteur renforçateur (type


26 | P a g e

brachyfacial), dans la mesure où il contrôle la densité osseuse, la puissance musculaire et donc les forces

occlusales (Langlade 1986).

Pour Faure, une telle estimation des valeurs d’ancrage suppose que le milieu soit isotrope et

homogène. Or l’orientation des fibres n’est pas la même au niveau apical qu’au niveau cervical, le

comportement du ligament n’est donc pas le même pour un mouvement dans un sens donné. Pour cet

auteur, la section radiculaire perpendiculaire au déplacement serait une mesure plus rigoureuse. Il convient

également de ne prendre en compte que la portion radiculaire possédant un parodonte sain dans les cas de

déficience parodontale (Faure 2011).

Nabbout en 2004 (Nabbout, et al. 2004) a remis à jour les données sur les valeurs d’ancrage

unitaire en analysant le scanner de 80 patients et en mesurant le centre de gravité de chaque dent ainsi

que celui des deux arcades du patient. Ces mesures permettent de réviser le coefficient d’ancrage avec des

données plus actuelles Tableau 4.

Coefficients d’ancrage selon Freeman, Jarabak et Nabbout-Faure

U1 U2 U3 U4 U5 U6 U7 L1 L2 L3 L4 L5 L6 L7

Surface radiculaire en mm² Freeman

230 194 282 312 254 533 - 170 200 270 237 240 475 -

Volume radiculaire en mm³ d’après Nabbout-Faure

321 209 366 287 296 594 545 162 171 306 240 262 564 534

Coefficient d’ancrage de Jarabak

4 2 8 7 6 9 - 1 2 8 5 5 10 -

Coefficient d’ancrage d’après Nabbout-Faure

2 1.5 2.2 2 2 4 3.5 1 1 2 1.5 2 3.5 3.5

Tableau 4 : Coefficients d’ancrage selon Freeman, Jarabak et Nabbout- Faure.

2.2. Biomécanique des groupes dentaires

2.2.1. Centre de résistance des arcades

Nabbout, Faure, Baron et Treil ont déterminé en 2005 (Faure 2011) le centre de gravité des arcades

(Figure 11) à l’aide de l’étude de 120 scanners. Ce centre de résistance correspond au barycentre des

centres de résistances des différentes dents pondérées par leur valeur d’ancrage. La figure suivante montre

la détermination graphique du centre de résistance des arcades complètes, le centre de résistance de

l’arcade maxillaire se situe au niveau de la cuspide de la seconde prémolaire, et le centre de résistance de

l’arcade mandibulaire se situe entre la seconde prémolaire et la première molaire.


27 | P a g e

Figure 11 : centre de résistance des arcades, d’après Nabbout-Faure

2.2.2. Mécanique de groupe

De Nevrezé (De Nevrezé cité par Muller 1970) a déterminé un trinôme qui permet d'expliquer la

notion d'ancrage réciproque ou de forces différentielles. En effet, c'est la valeur réciproque des résistances

qui commande le déplacement. Schématiquement, le problème de l'ancrage peut donc se réduire à un

trinôme avec:

- La résistance stabile (RS): c'est le point d'ancrage sur lequel on prend appui et la partie qu'on ne

veut pas déplacer. Par exemple c'est le crâne pour une FEO, c'est le maxillaire pour un appareil

amovible, c'est un groupe de dents pour les appareils fixes.

- La résistance mobile (RM): c'est le point d'application de la force, c'est-à-dire l'élément à

déplacer. Par exemple lors de l'utilisation de FEO, la RM est représentée par les molaires à

distaler.

- La force motrice (FM): elle est fournie par l'appareil actif utilisé pour déplacer la RM (arc, FEO,

élastiques intermaxillaires).

De Nevrezé distingue alors trois situations :

Quand RS= RM:

- Si FM < RS+ RM : pas de déplacement.

- Si FM > RS+ RM : il y a déplacement égal et opposé de RS et RM. On parle d'ancrage minimum

ou de perte d'ancrage maximum.

Quand RS> RM (cas le plus fréquent):

- Si FM > RS > RM : le déplacement est double mais inégal, RS se déplace moins que RM. Il y a

ancrage modéré et perte d'ancrage.


28 | P a g e

- Si RS > FM > RM : seule RM se déplace. C'est en général le déplacement que l'on recherche. On

parle d'ancrage maximum.

Quand RS < RM:

- Si FM > RM > RS : RS se déplace plus que RM.

- Si RM > FM > RS : seule RS se déplace. Il y a perte d'ancrage total.

2.3. Biomécanique des minivis

2.3.1. Ancrage « absolu » ou ancrage passif du secteur stabile à une minivis

Les minivis peuvent être utilisées de deux manières (Faure 2011) :

- en mécanique directe : un module de force est mis entre la minivis et la résistance mobile

- en mécanique indirecte : une ligature métallique relie la minivis au secteur stabile dont il

renforce l’ancrage.

Selon Darque (Darque et Elouze 2007), 3 paramètres entrent en jeu pour déterminer la ligne

d’action du système impliqué :

- La hauteur de la minivis par rapport au bracket ;

- La hauteur du point d’ancrage sur l’arc;

- La position du point d’ancrage par rapport au centre de résistance et les informations

transmises par l’arc et/ou par les attaches.

2.3.2. Ancrage Indirect

Un point de l’arcade dans le secteur stabile (bracket, soudure ou crochet serti) est relié à une

minivis par une ligature métallique. Le système minivis-ligature constitue un renfort d’ancrage en principe

absolu, c'est-à-dire susceptible de résister à toute tension du fil métallique (sauf arrachement de la vis ou

rupture de la ligature). La ligature métallique oblige le point de fixation à se déplacer sur une sphère

centrée par la vis et de rayon égal à la longueur de la ligature métallique. L’analyse du mouvement du point

d’ancrage exige la décomposition du système de forces appliqué au groupe stabile en :

- Composante radiale Fr incompatible avec la liaison donc négligeable.

- Composante tangentielle à la sphère Ft compatible avec la liaison.

2.3.2.1. Exemple du recul molaire en ancrage indirect (Figure 12)

La figure suivante représente une mécanique de recul de 7 par un ressort ouvert entre 6 et 7, en

ancrage sur le groupe stabile 6-5-3. Seule la composante Ft de l’action mésialante F du ressort sur le groupe

stabile nous intéresse.


29 | P a g e

Elle doit être décomposée en :

- Une action parallèle à l’arc Fh, susceptible de faire glisser le groupe stabile sur l’arc (très peu

compte tenu de sa résistance et de la modicité de la composante)

- Une action perpendiculaire Fv susceptible de mobiliser l’ensemble de l’arcade (légère

ingression et bascule antihoraire puisqu’elle s’applique en avant du centre de résistance de

l’arcade

2.3.2.2. Exemple du recul incisif en ancrage indirect (Figure 12)

La figure ci-dessous représente une mécanique de rétraction incisive par module élastomérique en

ancrage sur le groupe stabile 7-6-5-3. La composante Ft de l’action mésialante F du module sur le groupe

stabile doit être décomposée en :

- Une action parallèle à l’arc Fh susceptible de faire glisser le groupe stabile sur l’arc (toujours

très peu compte tenu de sa résistance et de la modicité de la composante)

- Une action perpendiculaire susceptible de mobiliser l’ensemble de l’arcade (légère ingression et

bascule antihoraire puisqu’elle s’applique en avant du centre de résistance de l’arcade.)

Figure 12 : Exemple de recul molaire (à gauche) et de recul incisif (à droite) par ancrage indirect

2.3.3. Ancrage direct

2.3.3.1. Exemple de rétraction incisive en ancrage direct

Avec une mécanique directe ancrée sur une minivis, l’analyse mécanique est la suivante : la force

FD se décompose en une composante horizontale Fh et une composante verticale Fv. La composante Fh

provoque le mouvement de fermeture intra-arcade (fermeture du tiroir). La composane Fv se heurte à la

résistance globale de l’arcade. L’arcade subit globalement une petite ingression selon Fv et une rotation


30 | P a g e

anti-horaire selon le mouvement Fv.ba. Le contrôle vertical dépendra des hauteurs respectives de la

position de la vis et de l’ancrage de la force sur l’arc.

Figure 13 : biomécanique de rétraction incisive en ancrage directe (Faure 2011)

Selon Park (Park, Kwon et Sung 2004), lors de ce recul, les contacts coronaires agissent comme une

résistance au mouvement créant un moment anti-horaire sur le secteur antérieur, donc un torque radiculo-

palatin.

2.4. Utilisation des minivis en orthodontie : Indications, contre-indications

2.4.1. Utilisation et indications des minivis en orthodontie

Les minivis par leur principe d’ancrage absolu, permettent de réaliser des mouvements dans les 3

sens de l’espace, en limitant la perte d’ancrage ou en créant un nouvel ancrage (patients adultes, dents

absentes, parodontites). Le contrôle transversal, vertical ou encore antéro-postérieur des mouvements

orthodontiques par minivis d’ancrage est rapporté dans l’ouvrage de Lee, Kim et Park (J.-S. Lee, J. Kim, et al.

2008) et ne sera donc pas détaillé ici.

Sens Transversal

- Contrôle de la dimension transversale assymétrique

Sens Vertical

- Ingression antérieure/postérieure

- Egression antérieure/postérieure

Sens antéro postérieur

- Rétraction antérieure

- Distalisation postérieure

- Protraction molaire

- Redressement de l’axe des molaires


31 | P a g e

2.4.2. Contre-Indications

2.4.2.1. Contre-indications générales des minivis sont les mêmes que celles de l’implantologie

générale (Massif et Frapier 2006) :

- Infections aigues ou chroniques locales ou systémiques (cardiopathies, diabète non équilibré,

hémodialyse constante, trouble de la coagulation, diminution des défenses immunitaires)

- Prise de Biphosphonates

- Age. Il peut également être une contre-indication relative concernant l’os en période de

croissance. (moins bonne stabilité chez les patients de moins de 20 ans)

2.4.2.2. Contre-indications locales :

- Destruction, perte ou mauvaise qualité osseuse susceptible d’affecter la stabilité de l’ancrage

- Largeur d’os inter-radiculaire insuffisante

2.4.3. Cas clinique

Nous présenterons ici un cas clinique du Dr J.J. AKNIN, pour illustrer l’utilisation de minivis pour la

fermeture d’espaces d’agénésies de prémolaires mandibulaires. Il s’agit d’Eliott, 13 ans et 11 mois qui

présente des agénésies de 35, 45 ainsi que la présence d’une 65 ankylosée nécessitant l’extraction de la 25

(Figure 14, Figure 15).

L’examen extra-buccal du visage révèle un profil rectiligne avec un angle naso-labial ouvert et des

lèvres en rétrochéilie qui empêchent la fermeture des espaces par rétraction antérieure. L’examen intra-

buccal montre une endoalvéolie maxillaire, une classe I molaire, l’absence de 25,35, 45 et la déviation des

milieux inter-incisifs. La fermeture de l’espace de 45 a été réalisée par une minivis en ancrage indirect

placée dans le secteur postérieur mandibulaire, en mésial de 44 (Figure 16)

Les milieux inter-incisifs ont pu être réalignés, et la fermeture des espaces a été réalisée sans perte

d’ancrage antérieur, ni recul des lèvres et ouverture de l’angle naso-labial (Figure 17 et Figure 18).


32 | P a g e

Figure 14 : Examen extra et intra-oral à 13 ans 10 mois (Dr Aknin).

Figure 15 :Orthopantomographie et Téléradiographie de profil à 13 ans et 10 mois (Dr Aknin)

.

Figure 16 : Mise en place de la minivis en mésial de la première prémolaire mandibulaire (Dr Aknin).


33 | P a g e

Figure 17 : Examen extra et intra buccal en fin de traitement à 15 ans 2 mois (Dr Aknin).

Figure 18 : Orthopantomographie et téléradiographie de profil après la fermeture d’espace (Dr Aknin).


34 | P a g e

3. PRINCIPES PHYSIQUES ET BIOMECANIQUE POUR LA MISE EN PLACE,

L’UTILISATION ET LE RETRAIT DES MINIVIS

3.1. Principes physiques de traction, flexion, torsion et arrachement

Quand un corps est soumis à l’action de forces extérieures, des contraintes s’établissent par

réaction à l’intérieur de ce corps. Aux contraintes sont associées des déformations. Tant que la déformation

du corps reste dans le domaine élastique, les relations sont définies par la théorie de l’élasticité linéaire des

milieux continus (propriétés du corps homogènes, milieu isotrope) (Baïlon et Dorlot 2000).

En orthodontie, les principaux mouvements réalisés par une vis d’ancrage sont de trois types :

- Vissage/dévissage dans l’os assimilé à de la torsion

- Application de forces orthodontiques sur la tête de la minivis, à l’aide de chainette, arc ou

ligatures assimilées à de la traction.

- Quand la traction est dans l’axe de la minivis, il s’agit d’un arrachement. Quand elle est angulée

par rapport au grand axe de la vis, il s’agit d’une flexion.

Nous nous attarderons à détailler ici les différents principes physiques des mouvements de

traction, torsion et arrachement.

3.1.1. Traction

3.1.1.1. Définition (Baïlon et Dorlot 2000)

Un corps cylindrique soumis à deux forces F1 et F2 colinéaires, de valeurs égales mais de signe

contraires et dont la ligne d’action passe par l’axe du cylindre est en traction simple. Si ce corps est coupé

par un plan m perpendiculaire à la ligne d’action des forces (axe de traction), il faut pour le maintenir en

équilibre exercer sur la surface de coupe S une série de forces dF dont la somme est égale à F. Dans ces

conditions, la section S est soumise à une contrainte définie par la relation :

= df/dS = F/S

Sous l’effet d’une traction simple, les corps s’allongent dans le sens de la traction. On appelle

déformation le rapport des allongements à la longueur initiale

La contrainte est proportionnelle à la déformation (loi de Hooke) et la constante de

proportionnalité E est le module d’Young (appelé aussi module d’élasticité)


35 | P a g e

E = /

L’essai de traction consiste à soumettre un matériau à une traction et à en mesurer l’allongement.

La courbe contrainte-déformation obtenue à la suite d’un essai de traction sur un matériau ayant un

comportement ductile suit un comportement caractéristique.

Pendant la première partie de l’essai, le matériau a un comportement élastique linéaire et obéit à

la loi de Hooke. La pente de la courbe est égale au module d’Young E. La déformation élastique est suivie

de la déformation plastique. La pente de la courbe diminue quand la contrainte augmente et devient nulle

à la valeur maximale de la contrainte appliquée. Quand l’allongement augmente au-delà de celui qui

correspond à la charge maximale atteinte, un nouveau phénomène apparait, la déformation n’est plus

homogène, on entre alors dans la zone de striction. Quand localement, le matériau ne peut plus

compenser l’augmentation de la contrainte, il y a alors instabilité et striction. Finalement, la rupture se

produit dans la zone de striction, là où la section est la plus faible.

Figure 19 : Représentation d’une courbe de traction (matériau ductile)

L’exploitation de la courbe de traction nous permet d’obtenir les valeurs suivantes :

- La limite d’élasticité vraie Re

- La résistance à la traction Rm

- L’allongement à la rupture A

- La striction à la rupture Z

3.1.2. Flexion

Quand la traction n’est pas réalisée dans le grand axe de la vis, mais oblique par rapport à son axe ;

on peut assimiler l’essai à un test de flexion à trois points.


36 | P a g e

Figure 20 : Exemple de flexion trois points

Les contraintes varient de façon continue de part et d’autre de l’axe neutre, sur lequel elles sont

nulles : du côté concave de l’éprouvette, elles sont en compression alors que du côté convexe elles sont en

tension. La valeur maximale de la contrainte sur les faces extérieures d’une éprouvette à section

rectangulaire est donnée, en valeur absolue par l’équation suivante :

- Où F = charge appliquée en son centre

- B = largeur de l’éprouvette

- H = hauteur de l’éprouvette

- L = distance entre les points d’appuis

L’essai de flexion ne permet généralement pas d’atteindre la rupture des matériaux ductiles.

3.1.3. Arrachement

On s’attardera ici à décrire l’interface fibre-matrice sous leur aspect mécanique dans le cas où la

minivis est « arrachée » de l’os au cours d’un essai de traction dans l’axe (Rouby 1999).

La figure ci-dessous (Figure 21) montre le cas de transfert de charge sous chargement longitudinal.

Dans les cas d’extraction de fibre, le transfert de charge fait intervenir un cisaillement au voisinage de

l’interface et près des extrémités qui est visualisé par l’inclinaison des lignes de référence.


37 | P a g e

Figure 21 : Extraction de Fibres et Traction longitudinale, interface optimale : comportement tenace.

Une interface optimisée donne un comportement tenace (Figure 21) car les ruptures des fibres sont

indépendantes les unes des autres (Rouby 1999).

3.1.3.1. Analyse de Cox

Quand l’interface est parfaitement liée, il n’y a pas de déplacement relatif entre fibre et matrice et

l’interface reste liée quel que soit l’effort appliqué. Tous les déplacements sont donc élastiques et par

conséquent parfaitement réversibles (Cox 1952).

Figure 22 : Extraction de fibres, cas liés (à gauche) et décohésion inter faciale (à droite)

3.1.3.2. Extraction de fibres

La fibre est enchâssée dans un bloc de matrice. L’effort d’extraction F est directement appliqué sur

la partie libre de la fibre.

- Au premier chargement, il y a glissement entre B et C. le déplacement U de la section affleurant

de la fibre est proportionnelle à l’aire du triangle ABC.

- A la charge maximale, toute la fibre peut glisser, on a alors F max = 2 RH t, la force diminue

ensuite linéairement à mesure que la fibre est extraite.


38 | P a g e

3.1.3.3. Décohésion inter faciale

On développera ici les conditions pour rompre une liaison inter faciale et passer du cas lié au cas

non lié. On considère le cas de l’arrachement (F>0) d’une fibre. La décohésion peut être la propagation

d’une fissure à l’interface à partir de l’extrémité chargée de la fibre. Le cisaillement inter facial est alors

associé au frottement entre les deux surfaces libres. La rupture de l’interface à lieu lorsque la contrainte de

cisaillement atteint sa valeur limite. Ce critère est utilisé quand on a plastification de la matrice ou

arrachement par craquellement (frottement).

3.1.3.4. Frottement

3.1.3.4.1. Le frottement de Coulomb :

Lorsque deux surfaces naturelles sont pressées l’une contre l’autre la liaison entre ces deux

surfaces est réalisée par des contacts localisés peu nombreux et répartis aléatoirement.

Figure 23 : Frottement et loi de Coulomb

Le glissement relatif des deux surfaces, l’une contre l’autre consiste donc à rompre les contacts

existants et à en former d’autres plus loin, qui eux même sont rompus etc. La force tangentielle T

nécessaire pour le déplacement relatif est directement liée à la résistance mécanique de ces contacts

locaux. Pour un solide ductile, elle est donnée par :

T= ael

Avec

- a = l’aire de la surface totale réelle des contacts locaux

- el = limite élastique en cisaillement des matériaux de contact

3.1.3.4.2. Frottement entre fibre et matrice

Dans le système où la fibre est enchâssée dans une matrice, le cisaillement interfacial associé au

frottement est lié au frettage de la fibre par la matrice. Ce frettage est influencé par un certain nombre de

paramètres comme les contraintes résiduelles d’origine thermiques, les déformations radiales faisant


39 | P a g e

intervenir le coefficient de Poisson et la rugosité des deux surfaces en regard à l’interface qui ne seront pas

détaillés ici.

3.1.4. Torsion

3.1.4.1. Définition

Une poutre est sollicitée en torsion lorsque les actions aux extrémités se réduisent à deux moments

égaux et opposées, portées par la ligne moyenne Lm.

Figure 24 : Moment de torsion

Le moment £M est appelé moment de torsion. Soit l’angle de rotation entre les deux extrémités

de la poutre.

3.1.4.2. Angle unitaire de torsion

Figure 25 :Angle unitaire de torsion

= 1 / L = / x

S’exprime en rd /mm ou ° /mm, avec :

- q = Angle de torsion unitaire

- a1 = Angle de rotation de la section S1 en rad

- a = Angle de rotation de la section S en rad

- L = Distance séparant S1 à la section S0 en mm

- x= Distance séparant S à la section de référence S0 en


40 | P a g e

3.1.4.3. Contrainte de torsion

Si on considère la section au niveau du point M celle-ci subit en fait du cisaillement. Ce cisaillement

sera d’autant plus important qu’on s’éloigne du centre de la pièce, Il est nul au centre. En torsion une pièce

se déforme en commençant par la surface. La contrainte s’écrit :

=G. .

Avec

- Contrainte tangentielle de torsion en Mpa ou N/mm²

- G = Module d’élasticité transversal (G= 0.4E)

- Distance du point M à la ligne neutre ou axe de la pièce qui ne subit aucun effort

- Angle unitaire en rd / mm

3.1.4.4. Moment de torsion

Mt = G..I0

Avec

- Mt : Moment de torsion en N.mm

- G : module d’élasticité transversal en Mpa

- : angle unitaire de torsion en rad/mm

- I0 : moment quadratique par rapport au point G en mm4

3.1.4.5. Application aux minivis :

Les phénomènes de torsion dans la pratique clinique en orthodontie sont applicables aux minivis à

deux niveaux :

- Lors du vissage/dévissage de la minivis, un couple de force est appliqué. Le torque d’insertion

et de désinsertion (moment de torsion) peut être mesuré.

- Lors de la fracture de la minivis pendant le vissage ou la dépose, une valeur de résistance à la

torsion (contrainte maximale en torsion) est obtenue.

3.1.4.5.1. Mesure de la contrainte maximale en torsion

Lorsqu’une structure est soumise à une contrainte, celle-ci se déforme avant de se rompre. La

courbe du moment du couple de forces en fonction de l'angle de torsion permet de définir le seuil de

rupture.


41 | P a g e

- La première partie de la courbe est linéaire. Elle correspond à la phase de déformation

élastique: quand l’action de la force cesse, la structure retrouve sa forme initiale, la

déformation est réversible.

- La deuxième partie de la courbe n’est plus linéaire, elle correspond à la phase de déformation

plastique: quand l’action de la force cesse, la structure ne peut plus retrouver sa forme initiale,

la déformation est alors irréversible.

- Le point de passage d’une phase à l’autre correspond à la limite élastique.

- Le point de rupture est le pic de la courbe : pour toute force d’intensité supérieure à celle de ce

point, la structure se rompt.

Figure 26 : Courbe représentant le moment du couple de forces en fonction de l'angle de torsion

Avec

- T rupt : moment du couple de forces à la rupture

- W rupt : travail nécessaire à la rupture

- K : raideur en torsion de la structure

3.2. Revue de littérature sur la biomécanique des minivis à l’insertion, l’usage,

et le retrait des minivis

3.2.1. Revue de littérature sur la Flexion

Peu d’articles ont testé les propriétés biomécaniques des minivis en flexion dans la littérature.

Carano, en 2004 publie des valeurs de résistance à la flexion pour des minivis en alliage de titane :

Il obtient 120,4 N.cm pour les minivis MAS® de 1,5mm de diamètre. (Carano , Velo, et al. 2004). Ces valeurs

ont été reprises dans l’EMC (Massif et Frapier 2006).


42 | P a g e

Reichedener compare plusieurs systèmes de minivis en alliage de titane et obtient les meilleurs

résultats en flexion avec la minivis Tomas pin ® qui présente une déformation plastique deux fois

supérieure à celle des autres vis testées. (Reicheneder, et al. 2008).

Petrey obtient des valeurs de résistance à la flexion plus faibles (de 5 à 9 N.cm) qui s’expliquent par

la faible densité du bloc d’os utilisé pour l’étude, ainsi que le petit diamètre des vis (Petrey, et al. 2010).

Pour cet auteur, la force de rupture en flexion est plus importante quand la minivis est insérée à 90° que

lorsqu’elle est angulée à 45 ou 135°

En 2005, Carano toujours a effectué le même test de flexion avec trois minivis différentes : MAS ®

et Dentos® en alliage de titane et Léone ® en acier inoxydable (Carano, Lonardo, et al. 2005). Les valeurs de

résistance à la flexion pour les deux minivis en alliage de titane sont de 120 N.cm, tandis que celle de l’acier

inoxydable est au moins deux fois supérieure. L’auteur conclue qu’il faut appliquer une force supérieure à

120 N.cm (12kg) pour obtenir la rupture des minivis en alliage de titane, tandis que la minivis en acier se

déforme mais ne casse pas jusqu’à un niveau de force deux fois plus élevé.

3.2.2. Revue de littérature sur la Torsion

Comme pour la flexion, peu d’études s’intéressent véritablement à la propriété de torsion des

minivis, puisque les industriels réalisent des essais de torsion avant de commercialiser leur produit.

Néanmoins, quelques auteurs s’intéressent à la résistance à la torsion des minivis en orthodontie lorsqu’ils

obtiennent des fractures au cours de leurs essais de vissage.

Dans son étude de 2004, Carano met en évidence des valeurs de résistance à la torsion pour des

minivis en alliage de titane de 48,7N.cm pour des minivis de 1,5 mm de diamètre (Carano , Velo, et al.

2004). Ces valeurs sont reprises dans l’EMC (Massif et Frapier 2006).

En 2005, Carano publie à nouveau sur la résistance à la torsion de 2 minivis en alliage de titane et

une minivis en acier inoydable. Il faut des valeurs de couple supérieures à 40N.cm pour obtenir la rupture

en torsion des minivis en alliage de titane, tandis que l’acier est capable de supporter des valeurs plus

importantes (Carano, Lonardo, et al. 2005).

Lijima compare les valeurs de résistance à la torsion de minivis en titane pur et alliage de titane

(Lijima, et al. 2008). Il obtient des valeurs en torsion plus faibles pour le titane pur (16N.cm) que pour

l’alliage de titane (26N.cm).

D’autres auteurs s’intéressent également à la torsion des minivis : au cours de leurs études ciblées

sur le torque d’insertion (obtenue lors du vissage des minivis dans de l’os animal ou synthétique), ils

recueillent les valeurs de résistance à la torsion pour les minivis qui se sont fracturées (Mischkowski, et al.


43 | P a g e

2008) (Florvaag, et al. 2010) (Wilmes, Rademacher, et al. 2006) (Jolley et Chung 2007). Ils obtiennent tous

des valeurs avoisinant les 45N.cm pour les minivis en alliage titane de 2mm, et 35 N.cm pour les minivis de

1,8 mm de diamètre.

3.2.3. Revue de littérature sur la stabilité primaire

3.2.3.1. Revue de littérature sur le Torque d’insertion et de retrait

De nombreuses études ont étudiées la valeur du couple de vissage nécessaire à l’insertion (torque

d’insertion) des minivis en orthodontie. Ces études font souvent varier des paramètres tels que la densité

osseuse, l’épaisseur de l’os cortical, le filetage de la minivis (conique ou cylindrique), l’insertion avec ou

sans préforage, le diamètre et la longueur du préforage :

- Densité osseuse : le torque d’insertion augmente avec la densité osseuse. En dessous de 1,3

mm de diamètre, on ne peut pas insérer une minivis sans préforage dans un os de densité

supérieure à 0,64g.cm3 (Chen, Kyung, et al. 2010)

- Epaisseur de l’os cortical : le torque d’insertion, ainsi que le temps pour perforer la corticale

osseuse augmentent avec l’épaisseur de l’os cortical ( (Song, Cha et Hwang 2007).

- Filetage de la minivis : les minivis coniques ont une valeur de torque d’insertion supérieure aux

minivis cylindrique lorsque l’on pratique un préforage (environ 30 N.cm). En revanche, les

minivis cylindrique obtiennent de meilleurs résultats sans préforage (35 à 40 N.cm) (Florvaag, et

al. 2010), (Mischkowski, et al. 2008).

- Préforage : l’absence de préforage augmente le torque d’insertion et donc la stabilité primaire

(Florvaag, et al. 2010), (Mischkowski, et al. 2008). Plus le diamètre de préforage est grand, plus

le torque d’insertion est faible, et plus la longueur du préforage est importante (jusqu’à 2mm),

plus le torque d’insertion est faible (Wilmes, Rademacher, et al. 2006).

Massif détaille le torque d’insertion en trois phases : la force verticale maximale de l’amorçage, le

couple de vissage initial (début de vissage) et le couple de vissage maximal (fin de vissage). La force

verticale maximale est d’environ 15 N sans avant trou, tandis qu’elle est de 5 N avec un avant trou. Le

couple de vissage initial varie peu lorsqu’un préforage est réalisé (autour de 7N). Le couple de fin de vissage

varie plus fortement (plus faible sans avant trou qu’avec un préforage). Pour cet auteur l’excès de force lors

de l’insertion pourrait être à l’origine d’échecs cliniques des minivis à cause de l’apparition de micro-

fractures osseuses (Massif, Frapier et Micallef 2007).

Carano teste le torque d’insertion de deux minivis en alliage de titane et d’une minivis en acier

inoxydale avec préforage. Il obtient 10,3 N.cm pour l’alliage de titane contre 4 N.cm pour l’acier (Carano,

Lonardo, et al. 2005). Ces valeurs sont relativement faibles en raison du faible diamètre des minivis, du


44 | P a g e

préforage important et de la densité du support (bloc de polyuréthane qualifiés par l’auteur de « densité

moyenne », sans autres renseignements).

3.2.3.2. Revue de littérature sur le Pull out test

De nombreuses études étudient la stabilité primaire des minivis à l’aide d’un pull-out test

(résistance à l’arrachement). Là encore, les auteurs font varier des critères tels que le préforage, la zone

d’insertion de la minivis, la mise en charge, l’âge ou encore l’angulation de la vis. En revanche, les études

comparent presque toujours des minivis de marques différentes, avec des diamètres, filetages, longueurs

ou encore designs différents.

- Préforage : la résistance à l’arrachement, et donc la stabilité primaire, est plus importante sans

préforage (Mischkowski, et al. 2008), (Florvaag, et al. 2010).

- Angulation : la résistance à l’arrachement est meilleure quand la minivis est insérée à 90° qu’à

45° (Pickard, et al. 2010) (Florvaag, et al. 2010) (Mischkowski, et al. 2008).

- Zone d’insertion : la résistance à l’arrachement est plus importante dans les zones postérieures

qu’antérieures sur les mandibules de chiens (Huja, Litski et Beck 2005).

- Mise en charge : la résistance à l’arrachement n’est pas modifiée après six mois de mise en

charge (Huja, et al. 2006).

- Âge : la résistance à l’arrachement est statistiquement meilleure chez le beagle adulte que

chez l’adolescent (268N contre 142N) (Wang, et al. 2010).

Toutes ces études comparent la stabilité primaire de minivis en alliage de titane. Seul Carano, dans

son étude en 2005 compare des minivis en titane et en acier inoxydable de marque différentes. Il rapporte

des valeurs plus importantes pour la minivis Léone® en acier inoxydable (au-delà de 350N), suivie par la

minivis MAS® à 350N, et enfin la minivis Dentos ® à 300N, mais n’obtient pas de différence significative

(Carano, Lonardo, et al. 2005).


45 | P a g e

PARTIE 2 : PROTOCOLE de l’ETUDE EXPERIMENTALE

1. JUSTIFICATION DE L’ETUDE

Al’heure actuelle, le taux d’échec des minivis reste important, allant de 10 à 25 % d’échec en fonction de

nombreux paramètres, tels que la stabilité primaire de la vis, rendue possible par le design de la tête, du

corps et de la pointe de la minivis.

Pour réduire le taux d’échec des minivis, les constructeurs cherchent donc à améliorer :

- Le pas de vis

- L’état de surface

- Les connectiques

Ils peuvent également améliorer le matériau constitutif de la minivis. Ils ont le choix entre le titane

pur (titane de grade 4), l’alliage de titane TI6Al4V, ou l’acier inoxydable chirurgical.

Pendant longtemps, les implants ont servi de référence pour la conception et fabrication d’un

ancrage osseux en orthodontie, mais ce modèle a été remis en question lors de l’application clinique avec

les minivis (Costi 2008).En effet, elles subissent plutôt des forces tangentielles par les différentes tractions

orthodontiques appliquées, ainsi que le jeu des tissus mous (la langue et les joues). Les minivis devront

donc résister et ne pas être déstabilisées par ces forces qui peuvent être inconstantes (Carano, et al. 2005).

D’autre part, les minivis sont utilisées en orthodontie à titre temporaire, elles doivent donc être

d’utilisation simple et leur retrait doit être aisé (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008).

Or, les minivis en titane subissent un phénomène d’ostéo-intégration partielle dans le temps même

si celle-ci est limitée (environ 25%) par l’absence de préparation de la surface du titane contrairement aux

implants à visée prothétique (Büchter et al. 2006). Un risque majeur d’échec découle donc directement de

cette constatation : lors de la dépose, suite à ce début d’ostéointégration, la minivis peut se fracturer.

Le titane, pourtant largement utilisé, ne semble pas être le matériau de prédilection pour l’usage

de minivis en ancrage temporaire osseux. (Matossian, Filippi et Le Gall 2008).


46 | P a g e

2. PROBLEMATIQUE

Aujourd’hui, beaucoup de minivis utilisées en orthodontie sont autoforantes et de petit diamètre

(1,3 à 1,5 mm). Dans un tissu plus minéralisé, les tensions appliquées en rotation peuvent atteindre leur

point de rupture. Cela arrive surtout au moment du retrait de la minivis, particulièrement dans l’os

mandibulaire, plus dense que l’os maxillaire (Carano 2004).

Les implants et les minivis sont deux outils très proches dans leur conception, mais ils n’ont pas les

mêmes impératifs dans leur utilisation : les implants permettent le plus souvent de remplacer les dents

absentes alors que les minivis ont pour but principal d’être une solution d’ancrage. Le titane, matériau

majoritairement utilisé en implantologie, entraîne une ostéointégration partielle (Büchter et al. 2006), non

recherchée en orthodontie, puisque l’ancrage reste temporaire.

Même si les forces orthodontiques (50 à 250 g) ne sont pas assez importantes pour entraîner la

rupture des minivis, les forces d’insertion ou de retrait associées au placement de la minivis pourraient la

provoquer, surtout si une ostéointégration partielle a eu lieu.

L’utilisation du titane pour l’ancrage temporaire osseux semble donc être remise en question

(Matossian, Filippi et Le Gall 2008).

Aujourd’hui, de nombreuses études ont été publiées sur les minivis, notamment sur leurs

utilisations en orthopédie dento-faciale, leurs taux de succès ou encore leur design. Sélectionner le type de

matériau (acier inoxydable, titane de grade 4 ou 5) peut devenir une solution intéressante pour optimiser

l’usage des vis en orthodontie et surtout augmenter leur résistance à la rupture.

Le choix d’un autre matériau n’entraînant pas d’ostéointégration, comme l’acier, pourrait être

une solution, à condition que ce matériau résiste aussi bien que le titane aux contraintes mécaniques

cliniques :

- Les propriétés biomécaniques en flexion et en torsion doivent être équivalentes, voire

supérieures au titane.

- L’acier doit garantir une stabilité primaire à travers le torque d’insertion et la résistance à

l’arrachement équivalente à celle du titane.


47 | P a g e

3. HYPOTHESE DE RECHERCHE

- L’acier inoxydable chirurgical (écrouis à froid) présente des propriétés en flexion au moins aussi

importantes que le titane ou l’alliage de titane Ti6Al4V.

- L’acier inoxydable chirurgical (écrouis à froid) présente des propriétés en torsion et au niveau

du torque d’insertion au moins aussi importantes que le titane ou l’alliage de titane TI6Al4V.

- L’acier inoxydable chirurgical (écrouis à froid) présente des propriétés à l’arrachement au

moins aussi importante que le titane de grade 4 ou l’alliage de titane TI6AL4V.

4. OBJECTIFS DE L’ETUDE

4.1. Objectif principal

Evaluer et comparer la résistance à la fatigue de l’ancrage en situation (flexion) et déterminer les

valeurs à ne pas dépasser lors de la pose ou de l’extraction (torsion) avec trois matériaux différents :

- Le titane de grade 4

- L’alliage de titane Ti6Al4V, de grade 5

- L’acier chirurgical écroui à froid

4.2. Objectifs secondaires

Evaluer et comparer la stabilité primaire de trois minivis et déterminer la valeur de résistance à

l’arrachement avec trois matériaux différents.

Evaluer et comparer le couple de force nécessaire à l’insertion des minivis dans une corticale

rigide en faisant varier le matériau.

5. PLAN EXPERIMENTAL

5.1. Type d’étude

Il s’agit d’une étude expérimentale biomécanique in vitro.

5.2. Lieu de l’étude

L’étude est réalisée au laboratoire de recherche de la faculté d’odontologie intitulé "Biomatériaux

et Interfaces Biologiques"- Laboratoire des Multimatériaux et Interfaces UMR CNRS 5615 - Université de

LYON, responsable : Dr Brigitte GROSGOGEAT (Maitre de conférences, praticien hospitalier).


http://www.univ-lyon1.fr/servlet/com.univ.collaboratif.utils.LectureFichiergw?CODE_FICHIER=1227533877893&ID_FICHE=22813



48 | P a g e

- Les tests de flexion et d’arrachement ont été effectué au LMI-UMR CNRS 5615, campus de

la Doua, Bâtiment Berthollet 3eme étage.

- Les Tests de torsion et de torque d’insertion ont été réalisés au sein de la société TEKKA, à

Brignais (69).

6. MATERIEL ET METHODE

6.1. Matériel

6.1.1. Minivis

6.1.1.1. Nombre

L’échantillon comprend 60 minivis :

- 20 minivis en titane de grade 4 ;

20 minivis en alliage titane de grade 5 (Ti6Al4V) ;

- 20 minivis en acier chirurgical M25WA.

Pour chaque type de test, 5 minivis de chaque matériau sont testées.

6.1.1.2. Critère de sélection

Les minivis testées ont toutes une longueur de 12 mm et un diamètre de 2 mm car les études

décrivent qu’en dessous de 1,3 mm, la résistance à la rupture est trop faible (Luzi, Verba et Melsen 2009).

Elles ont été usinées par le même fabricant, ici la société SERF et ont subi un contrôle qualité. Afin de

s’affranchir du design de la vis, la tête, le col, le corps et donc le filetage de la vis sont strictement

identiques, quel que soit le matériau testé (Annexe 1).

6.1.2. Le support

Les minivis sont vissées dans un bloc d’os synthétique expérimental SAWBONES (Vashon island, wa,

USA) de dimensions 13x18x4cm. Ce bloc comprend une première couche de 2 mm simulant l’os cortical

mandibulaire de densité osseuse de 1,64 grammes par centimètres cubes (g.cm3) colorée en marron et une

seconde couche simulant l’os trabéculaire mandibulaire de densité osseuse de 0,48 g.cm3 non colorée. Les

caractéristiques de ce bloc d’os synthétique sont retrouvées en Annexe 4.

6.1.3. Les machines de test

- Les tests de flexion et d’arrachement ont été réalisés sur une machine de traction MTS

Synergie 400, numéro de série M239-870.


49 | P a g e

- Les tests de résistance à la torsion et de mesure du torque d’insertion ont été réalisés sur

une machine de torsion BOSE Electroforce 3300-AT n° de série 100191.

6.2. Méthode :

6.2.1. Essais de Flexion

La réalisation pratique des essais de flexion est réalisée par Camille GOUR, à l’aide de François

TOCHE (ingénieur d’étude) et Bruno GARDIOLA (ingénieur UCBL) au laboratoire du L.M.I. UMR-CNRS 5615 à

Lyon, sur la machine MTS comprenant un capteur de force de 2kN (Figure 27).

Figure 27 : photographie du banc de traction du LMI

6.2.1.1. Description de l’essai

Nous assimilons l’ancrage à un bloc d’os expérimental de section constante. Nous prévoyons le cas

où l’ancrage n’est pas complètement inséré dans l’os mandibulaire (L maxi=6mm).

Chaque minivis est vissée sans préforage à l’aide d’une clef SERF EVL dans le bloc d’os expérimental

(respect du protocole des fabricants : l’absence de préforage améliore la fixité primaire). La minivis est

vissée jusqu’à la moitié du filetage soit sur 6 mm de longueur. La longueur de filetage restant (6mm) est

contrôlée au pied à coulisse électronique (Figure 33).

Elle est alors soumise à une force perpendiculaire (via un fil en acier de section ronde 0.7 mm)

augmentant de façon progressive jusqu’à rupture de la minivis ou flexion maximale.


50 | P a g e

6.2.1.2. Réalisation du support « Flexion »

Pour pouvoir appliquer une force perpendiculaire à l’aide de la machine de traction tractant dans

l’axe, nous avons dû préparer un support permettant d’encastrer le bloc d’os synthétique. Ce support doit

pouvoir être pris en étau dans la machine MTS, être démontable pour insérer un nouveau bloc d’os

synthétique à chaque essai et être suffisamment rigide pour ne pas subir de déformation au cours de

l’essai. De plus, il faut que la tête de la vis une fois vissée à 6 mm de filetage dans l’os arrive au niveau de

l’axe de la traction, afin de se retrouver perpendiculaire à 90 °.

Avec l’aide de Laurent Mollet (technicien), un dessin technique de la pièce a été élaboré (Figure

28), une maquette informatique a ensuite été réalisée et la pièce a été usinée dans un bloc d’aluminium de

20x30x50 mm (Figure 29 et Annexe 5).

Figure 28 : dessin technique de la pièce « flexion » et maquette informatique

Figure 29 : visualisation 3D et photographie de la pièce « flexion » après usinage


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6.2.1.3. Découpe des blocs d’os synthétique (Figure 30 et Figure 31)

Nous avons découpé le bloc d’os synthétique pour obtenir deux lamelles d’un peu plus de 10 mm

de large à la scie manuelle. Nous avons ensuite poli la surface à l’aide d’une fraiseuse mécanique, afin

d’obtenir deux lamelles de 10x200x40mm.

Figure 30 : découpe du bloc d’os synthétique à la scie manuelle

Figure 31 : régularisation de la surface à la fraiseuse et lamelle d’os synthétique de 10x200x40mm

Au sein de cette lamelle, nous avons découpé des blocs de 10x10x40 mm adaptés au support en

aluminium (Figure 32). Afin d’augmenter la précision des découpes, nous avons utilisé une scie à fil.

Figure 32 : découpe des blocs à la scie à fil et blocs d’os synthétiques obtenus


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Figure 33 : Vissage et contrôle de la longueur de filetage restant au pied à coulisse électronique

Nous avons vissé manuellement les minivis par série dans les blocs d’os synthétiques enserrés dans

un étau. La longueur de filetage restante (6mm) est contrôlée au pied à coulisse électronique (Figure 33).

Les échantillons sont tous préparés selon ce mode opératoire et identifiés par série (Figure 34).

Figure 34 : échantillon alliage de titane

6.2.1.4. Réalisation de l’essai en flexion

Chaque minivis vissées dans son bloc d’os synthétique est placée au sein du support. Le support est

serré en étau au pied de la machine de traction. Un fil rond en acier de section 0.07 est inséré dans la gorge

de la minivis et est relié au bras de traction.

Le bras de traction comprenant le capteur de force pouvant aller jusqu’à 2kN se déplace vers le

haut à la vitesse de 1,5 mm/minute. La force de traction soumise à la minivis est enregistrée par le capteur

et retransmis à l’ordinateur via un logiciel d’acquisition.


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Pour adapter l’échelle, la contrainte maximale en flexion est fixée par l’opérateur à 1500 N,

l’allongement maximal est fixé à 15 mm.

La photographie du montage est présentée Figure 35.

Figure 35 : photographie du montage en flexion et agrandissement au niveau de la minivis

Capteur de force (maxi 2kN)

Bras de traction

Fil en acier de section 0.07mm

Minivis vissée à

6 mm

Bloc d’os

synthétique

Support en aluminium serré dans

un étau


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6.2.2. Essai de Torsion

La réalisation pratique de l’essai de torsion a été effectuée avec l’aide de Jean-Philippe PICON

(directeur du bureau d’étude, société TEKKA) et Fabien LUCE (ingénieur, chef de projet société TEKKA). La

machine de torsion est une machine BOSE Electroforce 3300-AT comprenant une cellule d’acquisition

pouvant mesurer un couple de force, une force axiale, un angle de torsion et une distance correspondant à

l’allongement (Figure 36).

Figure 36 : Photographie de la machine Bose Electroforce 3300-AT (www.bose-electroforce.com)


Le montage (Figure 37) comprend une partie fixe, l’étau, et une partie en rotation, la cellule sur

laquelle est fixé un mandrin. La tête de chaque minivis est insérée dans le mandrin lui-même vissé sur la

cellule comprenant le capteur de force. Le corps minivis est inséré dans l’étau jusqu’à la moitié du filetage

soit sur 6 mm de longueur. La minivis est alors soumise à une contrainte de torsion jusqu’à rupture de la

vis.

Pour tester la résistance à la torsion des minivis, nous nous sommes affranchis du support, car il

n’était pas possible d’aller jusqu’à la rupture des minivis insérée dans l’os sans que les vis ne « glissent » au

sein du support.

Le couple de force est enregistré en fonction de l’angle de rotation par la cellule jusqu’à la rupture

de chaque vis. Le site de la rupture est alors observé.


http://www.bose-electroforce.com/

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Figure 37 : Photographie du montage en torsion

Figure 38 : Zoom sur le filetage de la minivis pris dans l’étau

Etau fixe

Minivis insérée tête en bas

Mandrin

Cellule d’acquisition


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6.2.3. Enregistrement du torque d’insertion

La réalisation pratique de l’essai de torque d’insertion a été effectuée avec l’aide de Jean-Philippe

PICON (directeur du bureau d’étude, société TEKKA) et Fabien LUCE (ingénieur, chef de projet société

TEKKA)

6.2.3.1. Description de l’essai (Figure 40 et Figure 41)

La tête de chaque minivis est insérée dans un mandrin vissé sur un plateau qui subit une rotation

autour de son axe à une vitesse de 50 d/secondes. Le support d’os synthétique est vissé sur la cellule qui lui

implique une force axiale et enregistre également le couple de force nécessaire à l’insertion de la vis dans

le bloc, ainsi que l’angle de torsion. La cellule ne peut aller au-delà de 20 rotations à 180°, le test s’arrête

donc quand la cellule a fini d’enregistrer. Sont enregistrés le couple de force nécessaire au vissage de la

minivis (torque d’insertion en N.m), l’angle de rotation, le temps de vissage, la force axiale nécessaire pour

l’amorçage. Pour chaque minivis, le bloc d’os synthétique est déplacé, de façon à toujours visser dans un os

cortical dense sans préforage.

6.2.3.2. Découpe des blocs d’os synthétique

Nous avons usiné le bloc d’os synthétique pour obtenir deux blocs de 90 x 60 x 40 mm Nous y avons

fraisé deux gorges parallèles de façon à pouvoir faire coulisser le support le long de ces gorges (Figure 39).

Le bloc d’os est vissé à la cellule à l’aide de deux vis (une dans chaque gorge).

Figure 39 : Bloc d’os synthétique découpé pour l’essai de torque d’insertion


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Figure 40 : Photographie du montage d’enregistrement du torque d’insertion

Figure 41 : Zoom sur la pointe de la minivis

Cellule d’acquisition

Bloc d’os synthétique

Minivis

Mandrin

Plateau tournant


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6.2.3.3. Réalisation de l’essai de torque d’insertion

La tête de chaque minivis est insérée dans le mandrin et serrée manuellement. La vitesse de

rotation du mandrin est de 50 d/sec. Le mandrin peut au maximum effectuer une rotation de 7600°, soit 20

tours. La force axiale imprégnée au bloc d’os synthétique est de 80 N constants. Le torque d’insertion de la

minivis est enregistré, ainsi que l’angle de rotation et le temps de vissage. A la fin de l’essai, chaque minivis

est dévissée manuellement, photographiée et conservée.

6.2.4. Essai de résistance à l’extraction ou arrachement

La réalisation pratique de l’essai d’arrachement a été effectuée avec l’aide de Jean-Claude VIALA

(Directeur de recherche CNRS) et de Bruno GARDIOLLA (ingénieur UCBL)


Nous assimilons l’ancrage à un bloc d’os expérimental de section constante. Nous prévoyons le cas

où la minivis est presque complètement insérée dans l’os mandibulaire.

Chaque minivis est vissée sans préforage à l’aide d’une clef SERF EVL dans le bloc d’os expérimental

(respect du protocole des fabricants: l’absence de préforage améliore la fixité primaire). La minivis est

vissée jusqu’à 10 mm (totalité de son filetage moins 2 mm). Elle est alors soumise à une force de traction

axiale augmentant de façon progressive à la vitesse de 1 mm/minute jusqu’à l’arrachement de la minivis et

son extraction complète de l’os.

6.2.4.2. Réalisation du support « Arrachement »

Pour pouvoir appliquer une force perpendiculaire à l’aide de la machine de traction MTS qui tracte

dans l’axe, nous avons dû préparer un support permettant d’encastrer le bloc d’os synthétique.

Ce support devra pouvoir être pris en étau dans la machine MTS avec un retour sous l’étau afin que

lors de l’extraction de la vis, le support ne soit pas arraché également, être démontable pour insérer un

nouveau bloc d’os synthétique à chaque essai et être suffisamment rigide pour ne pas subir de déformation

au cours de l’essai. De plus, il faut que la tête de la vis une fois vissée à 10 mm de filetage puisse être prise

en étau dans le mandrin fixé sur le bras de traction.

A ec l’aide de Laurent Mollet, les dessins techniques de la pièce « arrachement » (Figure 42) suivi

d’une maquette informatique ont donc été réalisés et la pièce a été usinée dans un bloc d’aluminium de

20x30x50 mm (Figure 43)( Annexe 6).


59 | P a g e

Figure 42 : dessin technique de la pièce « arrachement »

Figure 43 : Vue 3D et photographie de la pièce après usinage

6.2.4.3. Découpe des blocs d’os synthétique

Comme pour l’essai de Flexion, nous avons découpé le bloc d’os synthétique pour obtenir deux

lamelles d’un peu plus de 10 mm de large à la scie manuelle. Nous avons ensuite poli la surface à l’aide

d’une fraiseuse mécanique, afin d’obtenir deux lamelles de 10x200x40mm. Au sein de ces lamelles, nous

avons découpé des blocs de 10x10x20 mm adaptés au support en aluminium. Pour augmenter la précision

des découpes, nous avons à nouveau utilisé une scie à fil.

6.2.4.4. Vissage des minivis dans les blocs d’os synthétique

Les minivis sont vissées par séries (5 en alliage de titane, 5 en acier et 5 en titane de grade 4)

jusqu’à 10 mm de filetage dans chaque bloc d’os synthétique serré dans un étau. Le contrôle de la longueur

de filetage enfoncée est effectué à l’aide d’un pied à coulisse électronique.

6.2.4.5. Réalisation de l’essai de résistance à l’extraction

Chaque minivis vissées dans son bloc d’os synthétique est placée au sein du support. Le support est

serré en étau au pied de la machine de traction.


60 | P a g e

Nous avons utilisé un mandrin pour venir tracter directement sur la tête de la minivis, sans

intermédiaire. Ce mandrin enserre la tête de la minivis en trois points. Le système de serrage du mandrin

est manuel (Figure 44 et Figure 45).

Le bras de traction comprenant le capteur de force pouvant aller jusqu’à 2kN se déplace vers le

haut à la vitesse de 1,5 mm/minute. La force de traction soumise à la minivis est enregistrée par le capteur

et retransmis à l’ordinateur via un logiciel d’acquisition.

Pour adapter l’échelle, la contrainte maximale en flexion est fixée par l’opérateur à 1500 N,

l’allongement maximal est fixé à 15mm.

Lors de chaque extraction de minivis, la vis est prélevée, photographiée et conservée.


61 | P a g e

Figure 44 : photographie du montage résistance à l’extraction

Capteur de force

Mandrin

Tête de la minivis

Support aluminium

Os synthétique


62 | P a g e

Figure 45 : Zoom sur la zone d’extraction

6.2.5. Observation au microscope électronique à balayage

Les minivis testées en flexion et en torsion sont observées au microscope électronique à balayage

SMB-800 (Figure 46). Ces observations sont réalisées au Laboratoire Multimatériaux et Interface, UMR

CNRS 5615, avec l’aide de François TOCHE (ingénieur d’étude) et Bruno GARDIOLA (ingénieur UCBL).

Figure 46 : Microscope électronique à Balayage SAMx800 et matériel d’acquisition


63 | P a g e

6.2.5.1. Principe de fonctionnement du MEB :

Les échantillons à observer (au nombre de trois maximum) sont fixés sur un support circulaire

inclinable. Le support est inséré dans un premier sas à l’aide d’une tige d’insertion. Un premier vide d’air

est obtenu dans ce sas. Un vide d’air très précis est également effectué au niveau d’un deuxième sas.

Quand le vide d’air est homogène dans les deux sas, le support est inséré au niveau du deuxième sas. Un

faisceau d’électron est alors bombardé sur les échantillons. L’image obtenue est retranscrite sur les écrans

de l’ordinateur équipé du logiciel d’acquisition. Des photos sont prises à partir de cette image par

l’opérateur.

6.3. ANALYSE STATISTIQUE

Nous avons eu recours à l’aide de Marie-Paule GUSTIN-PAULTRE, maître de conférence, HDR , au

département de santé publique, pôle mathématiques-statistiques ISPB INSERM ERI 22.

6.3.1. Pour les mesures quantitatives

La taille des échantillons pour les trois tests permet une exploitation statistique effectuée à l’aide

du logiciel tableur Microsoft Excel® et du logiciel de statistique R commander®.

Pour savoir si les valeurs au sein des différents groupes suivent une loi normale, le test de normalité

de Shapiro-Wilk est utilisé. Pour savoir si, au sein du même échantillon, nous obtenons une conformité par

rapport à la norme, le T-test de Student est utilisé.

Pour ces deux tests, la valeur p obtenue indique une différence significative si :

- S* si p est inférieur ou égal à 0,05

- S** si p est inférieur ou égal à 0,01

- S*** si p est inférieur ou égal à 0,001

Ces test sont bilatéraux et permettent de comparer l’homogénéité des valeurs relevées. Les

résultats ne peuvent être considérés comme significatifs que si p<0,05.

6.3.2. Pour les mesures qualitatives

Les mesures qualitatives (différences entre les matériaux) ont été évaluées à l’aide du T-test de

Student et validées par une analyse ANOVA (Analyse Of Variance) à un facteur.

Des boites de dispersion (Box plot) sont réalisées


64 | P a g e

PARTIE 3 - RESULTATS

1. RESULTAT DES ESSAIS MECANIQUES

1.1. Résultats de l’essai de flexion

1.1.1. Observation visuelle directe

Au cours de l’essai de flexion, les 5 minivis en alliage de titane se sont fracturées à la moitié du

filetage (6 mm) c’est-à-dire au niveau de leur insertion dans l’os. Aucune des minivis en titane de grade 4

ou en acier ne s’est rompue. Nous avons pu observer leur flexion jusqu’à un angle de 90° (Figure 47).

1.1.2. Courbe contrainte-déformation

Les trois matériaux suivent un comportement de type ductile (Figure 48). Après une courte période

de mise en charge (alignement dans l’axe, et début de la traction) une première partie de courbe

correspondant à la déformation élastique du matériau. Le coefficient de proportionnalité est mis en

évidence sous forme d’une droite qui correspond au module d’élasticité du matériau. La minivis entre

ensuite dans le domaine plastique.

Dans le cas de l’acier et du titane, la minivis reste dans le domaine plastique pour les contraintes

appliquées au cours de l’essai (maximum 250 N, soit environ 25kg), tandis que l’alliage de titane entre dans

une zone de striction autour de 130 N, et parvient à la rupture.

Pour l’alliage de titane (Figure 48, courbe 1), la rupture a lieu autour de 10 mm d’allongement pour

des contraintes évaluées graphiquement entre 100 et 150 N. La fin de la déformation élastique se situe

pour l’alliage de titane dans une zone comprise autour de 40 N, tandis que pour l’acier (courbe 2), elle est

située autour à 37 N, et à 30 N pour le titane pur (courbe 3), ce qui signifie que compte tenu de son

caractère ductile, le titane de grade 4 se déforme de façon irréversible à des contraintes moindres que

l’acier et l’alliage de titane. Les valeurs numériques de l’essai de flexion sont présentées dans le Tableau 5.


65 | P a g e

1.1.3. Observation au MEB

Minivis alliage de titane

- Sur la Figure 49 photographie A1, obtenue après observation de la minivis en alliage de titane

au MEB, la rupture franche obtenue après l’essai de flexion est observée. A l’approche de la

zone de rupture, le filetage est déformé sur une spire, retenant à ce niveau un morceau de

résine époxy (simulant l’os spongieux). Les autres spires formant le filetage ne semblent pas

déformées.

- A plus fort grossissement, photographie A2, lorsque l’on se place sur une zone de filetage peu

déformée, on observe des stries parallèles entre elles, régulières, qui correspondent à l’usinage

du matériau lors de la conception de la minivis.

- Au niveau de la zone de rupture, photographie A3, les stries d’usinage persistent, mais elles

sont beaucoup moins régulières. Il existe de forts remaniements au niveau du filetage, ainsi

qu’une très grosse déformation en cratère juste avant la zone de rupture. Cette rupture en

flexion de la minivis en alliage de titane est donc bien une rupture de type ductile.

Minivis en titane pur

- Photographie B1, il ne se produit pas une rupture franche, mais une déformation plastique au

niveau du filetage.

- La zone de déformation maximale est observée entre les deux spires bordant la flexion

(photographie B2). Pour schématiser, en haut de l’image se trouve l’effort de compression et

en bas un effort encore plus important de traction. Au niveau de la zone de compression, la

spire se déforme de façon importante vers la zone de compression et une fissure au niveau du

filetage est également observée. Dans la zone la plus étirée, en traction, les bords des deux

stries sont fracturés.

- A plus fort grossissement dans cette zone, photographie B3, des déformations plastiques

importantes sont observées (déformation en vagues) en comparaison à une zone moins

déformée proche de la tête de la minivis.

Minivis en acier inoxydable

- Comme pour le titane de grade 4, la minivis en acier inoxydable (photographie C1) n’a pas subi

de rupture franche. La déformation en flexion est légèrement moins marquée que pour le

titane de grade 4. Il y a toujours deux zones de déformations : en haut, une zone de

déformation en traction, avec deux spires fortement fracturées ; en bas, une zone de

compression moins marquée, avec deux spires déformées vers la zone de compression. Il n’y a

pas de fissure à cet endroit.


66 | P a g e

- A plus fort grossissement au niveau de la zone de déformation maximale sur le filetage de la vis

(photographie C2), les fissures superficielles témoignent de la déformation plastique

importante dans cette zone.

- Au niveau de la spire la plus déformée de la minivis (photographie C3), on note une

déformation irréversible des stries d’usinage de la vis, témoins de la déformation plastique très

importante à cet endroit.

1.1.4. Conclusion de l’essai de flexion :

Les trois minivis alliage de titane, acier et titane de grade 4 présentent des propriétés en flexion

largement suffisantes pour leur utilisation clinique. Si les minivis en alliage de titane sont les seules à se

fracturer (à des valeurs de 100 N=10kg) alors que l’acier et le titane pur se déforment sans casser, elles

commencent à se déformer légèrement plus tard que l’acier et bien plus tard que le titane pur (autour de

40N soit 40kg contre 37 N et 30N).

Matériau Minivis 1 Minivis 2 Minivis 3 Minivis 4 Minivis 5 Moyenne

Contrainte en flexion

Titane 268.84 267.66 240.16 201.36 209.28 237.46 +/- 31.63

Acier 228.34 249.32 202.64 207.48 192.28 216.01 +/- 22.78

TA6V 131.58 87.9 142.5 105.7 105.7 114.67+/- 22.01

Tableau 5 : valeurs de résistance à la flexion en N.cm

Figure 47 : Observation visuelle directe de la flexion des minivis en acier et titane et de la rupture de la

minivis en alliage de titane


67 | P a g e

Figure 48 : Courbes représentant les valeurs de résistance à la flexion pour l’alliage de titane (1), l’acier (2)

et l’alliage de titane (3), et comparaison des moyennes (4)

Flexion 1

Flexion 2

Flexion 3

Flexion 4

0

50

100

150

200

0 5 10 15C

on

trai

nte

en

Ne

wto

n

Déformation en mm

Flexion alliage de titane

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

Domaine plastique

Domaine élastique

Pic de rupture en flexion

0

50

100

150

200

250

300

0 5 10 15

Co

ntr

ain

te e

n N

ew

ton

Déformation en mm

Flexion Acier

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

Domaine élastique

Domaine plastique

0

50

100

150

200

250

300

0 5 10 15 20

Co

ntr

ain

te e

n N

ew

ton

Déformation en mm

Flexion titane de grade 4

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

Domaine plastique Domaine élastique

0

50

100

150

200

250

0 5 10 15

Co

ntr

ain

te e

n N

allongement en mm

Comparaison des moyennes en flexion acier/titane/TA6V

acier

titane


68 | P a g e

A 1

A 2

A 3

B 1

B 2

B 3

C 1

C 2

C 3

Figure 49 : Photographies au MEB des minivis en flexion, ligne 1a-b-c alliage de titane ; ligne 2a- b- c acier ;

ligne 3a-b- c titane pur


69 | P a g e

1.2. Résultats de l’essai de Torsion


Au cours de notre essai de torsion, les 5 minivis en alliage de titane se sont fracturées au niveau du

col (zone de fragilité), les 5 minivis en acier se sont également fracturées dans cette zone mais pour trois

d’entre elles, une partie du corps est restée attachée à la tête (rupture incomplète). Enfin, seule une minivis

en titane de grade 4 s’est fracturée sur les 5 échantillons.

1.2.2. Courbe contrainte –déformation

Les trois matériaux suivent un comportement ductile (Figure 50). Les valeurs de résistance à la

torsion obtenue pour les 5 essais des 3 matériaux différents ainsi que l’angle de torsion pour la contrainte

maximum en torsion et l’angle de torsion avant rupture sont retrouvés dans le Tableau 6.

La moyenne de la résistance à la torsion est similaire pour les trois matériaux : 42.94 N.cm pour le

titane de grade 41,88 N.cm pour l’acier et 41,016 N.cm pour l’alliage de titane. En revanche l’angle de

torsion avant rupture décroit du titane à l’alliage de titane (369,76° pour 234,52° pour l’acier et 169,05°

pour l’alliage). Là encore, l’alliage de titane est le premier matériau à subir la rupture, sans avoir fait un tour

complet sur lui-même. Contrairement au test précédent, ce n’est pas le dernier à se déformer puisque

l’acier se déforme moins vite que le titane pur et que le TA6V.

1.2.3. Observation au MEB

Minivis en titane de grade 4

- La déformation plastique du filetage de la minivis en titane de grade 4 est observée Figure 51

photographie 1. L’aspect torsadé des spires et les déformations sur le filetage vont dans le sens

de la torsion, et non plus des stries d’usinage.

- A plus fort grossissement, photographie 2, les zones de remaniement au niveau du filetage sont

mises en évidence. A l’horizontale, les stries laissées sur le matériau par l’usinage de la minivis

ressortent, tandis que des vagues viennent « interrompre » cette régularité

perpendiculairement. Cela caractérise la déformation plastique en torsion.

Minivis en acier inoxydable

- La zone de rupture est observée photographie 3 : la minivis s’est désolidarisée au niveau du col

(zone de fragilité). La rupture est assez nette, même si les deux parties (la tête et le corps de la

vis) sont restées jointes. Au niveau du corps de la minivis, la première spire à distance du col,

totalement déformée sous l’effet de la contrainte, est observée ainsi que la fissure marquée à


70 | P a g e

distance de la zone de rupture. Au niveau de la tête se trouve une cassure assez nette, et les

stries d’usinage restent parallèles entre elles et régulières.

- A plus fort grossissement photographie 4, la fissure présente à distance de la zone de rupture

est observée. La profondeur du défaut ainsi que son aspect abrupt sont témoins d’une

déformation plastique importante et irréversible (zone de striction).

- Sur la photographie 5 (Agrandissement de la zone qui retient la tête de la minivis à son corps),

deux aspects du matériau bien distincts sont mis en évidence : la première zone en bas à droite

correspond à la déformation plastique la plus proche de la zone de rupture, il s’agit de la phase

de striction. L’aspect de cette zone ressemble à celui retrouvé au niveau de la fissure. La

deuxième zone, en haut à gauche semble moins déformée. Les vagues témoignent à nouveau

du fait que l’on se trouve déjà dans le domaine plastique, mais à un degré de déformation et

donc de contrainte moindre. Cela explique pourquoi la tête de la minivis est encore restée

attachée.

- Le reste du filetage de la minivis en acier inoxydable après l’essai de torsion ne semble pas

déformé (photographie 6). Les spires sont intactes et le filetage est régulier.

Minivis en alliage de titane

- Photographie 7, la minivis en alliage de titane s’est fracturée au niveau du col de la minivis

(zone de fragilité). Nous avons donc observé la zone de rupture au niveau de la tête

(photographies 10 à 13), ainsi que la zone de rupture au niveau du filetage (photographie 8).

- Sur la photographie 10, la déformation est circulaire (dans le sens du mouvement de torsion).

Deux zones bien distinctes se détachent :

o La première zone (agrandissement photographie 11) se situe en bas, centrale,

circulaire. Elle semble plus dense, avec des recombinaisons de matière plus

importante. Il s’agit de la zone de striction, au niveau du noyau de la vis. Il semblerait

que ce soit la zone qui ait subi la déformation la plus importante et donc qui ait cédé la

première.

o La deuxième zone (agrandissement photographie 12), tout autour, a subi une

déformation circulaire plastique irréversible, mais de moindre intensité. Cette zone a

suivi la première zone dans la rupture. Des déformations plastiques importantes (en

clair) ainsi que des traces de ruptures fragiles (plus sombres) sont observées. Cette

zone représente la localisation de la striction : le matériau plastique tellement déformé

devient fragile avant de se rompre. Il faut noter que la déformation ici est tellement

importante que les stries d’usinage du matériau ne sont pas distinguables, alors

qu’elles sont visibles à l’état normal. On observe dans cette zone une déformation


71 | P a g e

plastique avec des recombinaisons de matière perpendiculaires au mouvement des

stries d’usinage, dans le sens donc du mouvement de torsion. Même si elle est

plastique, c'est-à-dire irréversible, la déformation reste moins importante que dans la

zone a puisqu’on distingue encore les stries d’usinage du matériau.

- Sur le corps de la minivis photographie 9, une déformation des spires semblables à celles du

titane de grade 4 est observée. Il y a une zone de rupture assez franche au niveau du col de la

minivis.

- Photographie 13, les déformations sont semblables aux déformations plastiques retrouvées au

niveau de la tête de la minivis. Le reste du corps de la minivis semble moins déformé : le noyau

de la vis ne semble pas avoir subi de déformation majeure (on observe des stries d’usinage

régulières), les spires en revanche sont comme écrasées contre le noyau de la vis.

1.2.4. Conclusion de l’essai de torsion

Même si les valeurs de contrainte en torsion maximale sont similaires pour les trois matériaux

(même noyau, même filetage, même diamètre), le titane pur subit une rotation presque trois fois plus

importante que l’alliage de titane et deux fois plus importante que l’acier sans se rompre. L’alliage de

titane casse le premier. C’est l’acier qui reste le matériau le plus stable sous une contrainte de torsion

(déformation plus lente, et concentrée sur la zone de rupture).


Contrainte max en torsion

N.cm

Titane 42.57 51.22 32.91 42.69 45.32 41.02 +/- 3.82

Acier 43.29 36.59 39.59 47.11 42.84 41.88+/- 3.98

TA6V 40.38 43.13 35.73 39.90 45.94 42.94 +/- 6.61

Angle de torsion pour

contrainte max (°)

Titane 289.92 222.2 397.19 376.05 428.45 342.76 +/- 84.76

acier 84.72 136.16 248.02 145.28 229.83 168.80 +/- 68.35

TA6V 204.7 166.94 57.29 128.53 183.87 148.27 +/- 58.02

Angle de torsion à la rupture (°)

Titane 349.93 282.22 397.19 376.05 443.43 369.76 +/- 59.74

Acier 239.36 190.3 257.84 230.29 254.84 234.52 +/- 27.17

TA6V 186.6 239.44 65.47 146.64 207.1 169.05 +/- 66.97

Tableau 6 : Résultats des essais de torsion


72 | P a g e

Figure 50 : Courbe représentant les valeurs de résistance à la torsion pour l’alliage de titane(1), l’acier (2), le

titane(3) et comparaison des moyennes (4)

Torsion 1

Torsion 2

Torsion 3

Torsion 4

-0.1

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

-100 0 100 200 300R

ési

stan

ce à

la t

ors

ion

en

N/m

rotation en degrés

Torsion alliage de titane

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

-0.1

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0 50 100 150 200

con

trai

nte

en

to

rsio

n e

n N

/m

temps en seconde

Torsion acier

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

-200 0 200 400 600Ré

sist

ance

à la

to

rsio

n e

n N

/m

rotation en degrés

Torsion titane

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

0

0.2

0.4

0.6

-50 0 50 100 150 200 250

con

trai

nte

en

N

rotation en degrés

comparaison de moyenne en torsion acier/titane/ TA6V

titane

acier

TA6V


73 | P a g e

1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

11

12

13

Figure 51 : Observation au MEB des minivis en titane (1-2), en acier (3-6) et en titane (7-13)


74 | P a g e

1.3. Résultats de l’essai de torque d’insertion

1.3.1. Observation visuelle directe :

Sur 5 minivis testées pour chaque matériaux, 5 minivis en acier inoxydable ont réussi à perforer la

corticale osseuse dense, 4 minivis en alliage de titane et une seule minivis en titane de grade 4 y sont

parvenues.

1.3.2. Courbe contrainte-déformation :

La Figure 52 courbe 3 présente le profil de la courbe obtenue pour l’acier (en exemple) :

- Dans une première partie de courbe (de 0 à 50 secondes), le torque d’insertion reste constant et

faible, il s’agit de l’amorce du vissage dans la corticale dense, sans préforage. Notons qu’il faut

environ 50 secondes à la minivis pour perforer cette corticale rigide. Ce temps de latence

correspond à un préforage.

- Dans une seconde partie de la courbe (de 50 à 75 secondes), le torque d’insertion augmente

fortement en suivant un comportement linéaire. Cela correspond à l’insertion de la minivis dans

l’os cortical et spongieux (épaisseur 2 mm).

- A 75 secondes, le torque d’insertion est à son maximum (environ 30N/cm), puis il décroit

progressivement. On observe donc un pic à l’insertion, puis la minivis décroche : elle perd son

ancrage dans l’os cortical, synonyme de perte de la stabilité primaire.

Les valeurs obtenues (valeurs de torque d’insertion au vissage en N.cm, le temps de perforation de

la corticale osseuse et le temps total de vissage) sont présentées dans le Tableau 7 pour les trois matériaux

testés. En résumé:

- L’utilisation du titane de grade 4 pour le vissage des minivis dans l’os cortical ne semble pas être

une bonne alternative, avec 4 échecs sur 5 au cours du vissage. En effet, la pointe autoforante en

forme de tire-bouchon du titane de grade 4 (matériau ductile) se déforme, se plie et ne parvient

pas à perforer la corticale. Elle perd petit à petit toutes ses propriétés autoforantes. Le temps de

perforation de la corticale est donc estimé à 113 secondes pour le seul essai concluant !

- En revanche, l’alliage de titane TA6V et l’acier semblent être deux matériaux qui conviennent

pour l’utilisation clinique des minivis en vissage, avec un torque d’insertion maximal estimé en

moyenne à 27,25 N.cm pour l’alliage de titane et 30,27 pour l’acier inoxydable.

- En ce qui concerne la stabilité primaire, c'est-à-dire l’ancrage de la minivis dans l’os cortical, l’acier

obtient de meilleurs résultats que l’alliage de titane avec un torque d’insertion maximal évalué à

30,87 N/cm, tandis que l’alliage de titane est à 27,25 N/cm et le titane de grade 4 à 10,85N/cm.


75 | P a g e

Cette stabilité primaire est obtenue plus rapidement pour l’acier (à 80,8 secondes) que pour

l’alliage de titane (96 secondes).

- Concernant les propriétés de la point des minivis, en s’affranchissant du design puisque toutes les

pointes ont été usinées sur le même modèle par le même fabricant, il semble que la pointe en

acier chirurgical soit la plus performante, puisque le temps de perforation de la corticale pour

l’acier chirurgical est de 39,2 secondes contre 74 secondes pour l’alliage de titane (quasiment deux

fois moins longtemps).

1.3.3. Conclusion de l’essai de torque d’insertion

Le choix du matériau influe sur le torque d’insertion et donc sur les propriétés de vissage de la

minivis : le titane de grade 4 a un torque d’insertion presque deux fois plus faible que celui de l’acier

inoxydable et de l’alliage de titane. Le temps de perforation de la corticale est rapide pour l’acier, moyen

pour l’alliage de titane et très long pour le titane de grade 4.


Torque d’insertion

Titane 11.45 21.41 4.23 11.82 5.35 10.85 +/- 6.83

Acier 34.55 31.05 28.57 29.88 30.29 30.86 +/- 2.43

TA6V 30.81 22.05 30.35 23.75 29.3 27.25 +/- 4.05

Temps de perforation

corticale/temps total de vissage

(en %)

Titane

100 79.02 100 100 100 95.80 +/- 9.38

Acier

9.09 17.91 79.80 72.97 22.39 40.43 +/- 33.26

TA6V 72.73 100 62.5 50 75 72.04 +/- 18.49

Tableau 7 : Résultats des essais de torque d’insertion


76 | P a g e

Figure 52 : Courbes représentant le torque d’insertion pour l’alliage de titane (1), le titane pur (2), l’acier (3)

et les moyennes des trois matériaux (4)

Torque d'insertion 1




0

0.1

0.2

0.3

0.4

0 50 100 150 200C

ou

ple

en

N.m

Temps en secondes

Torque d'insertion alliage de titane

Série1

Série3

Série4

Série5

-0.05

0

0.05

0.1

0.15

0.2

0.25

0 50 100 150

cou

ple

en

N/m

temps en secondes

Torque d'insertion titane

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

-0.1

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0 50 100 150

Co

up

le e

n N

/m

temps en secondes

Torque d'insertion acier

Série1

Série2

Série3

Série4

Série5

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0 50 100 150 200

cou

ple

en

N/m

temps en secondes

Comparaison du torque d'insertion titane-acier-alliage de titane

titane

acier

alliage titane


77 | P a g e

1.4. Résultats du pull out test


L’observation visuelle directe conduit à l’extraction de la minivis de son support avec une carotte

« osseuse » le long du filetage. Aucune minivis ne semble fracturée ni déformée. Toutes les minivis de la

série acier, titane ou alliage de titane ont été extraites de l’os synthétique Sawbones (Figure 54).

1.4.2. Courbe contrainte déformation

Toutes les courbes de l’essai ont le même profil (Figure 53): tout ce qui est inférieur à zéro

correspond à l’étalonnage du montage (insertion de la minivis dans le mandrin, vissage manuel qui entraine

une contrainte de compression sur le support). A partir de zéro, l’axe du montage se redresse : le mandrin

qui tient la tête de la minivis commence à tracter la vis, engendrant un réajustage de l’axe de traction.

Ensuite, le profil est rectiligne à allongement rapide : la tête de la minivis subit une contrainte de traction

dans l’axe et se déforme en s’allongeant, tout en restant dans le domaine élastique. Au-delà de 800

Newton, il y a rupture : la minivis décroche de son support d’os synthétique. Cette rupture peut se

matérialiser par un impact au niveau du bloc d’os comme sur la Figure 55. Après la rupture, la courbe

décroit (rapidement lorsque le bloc d’os s’est fissuré, plus lentement lorsque le bloc d’os est resté intact).

Dans les deux cas, les ondulations légères correspondent au retrait de la minivis spire par spire (une

ondulation correspond à un allongement de 0,7mm = pas de la vis). On obtient enfin un plateau à zéro en

fin d’essai. Les résultats obtenus pour le pic de rupture en arrachement et l’allongement sont présentés

dans le Tableau 8.

1.4.3. Conclusion de l’essai de résistance à l’arrachement

Les trois matériaux acier, alliage de titane et titane présentent une résistance à l’arrachement

presque identique avec des valeurs moyennes de 824,704 +/- 60.72 pour le titane, 896,37+/-55.57 pour

l’acier inoxydable et 821.27+/6 pour l’alliage de titane. C’est l’acier inoxydable qui obtient la meilleure

moyenne.


78 | P a g e

Figure 53 Courbe représentant la résistance à l’extraction pour les 5 essais en acier (1), en titane (2) en

alliage de titane (3) et comparaison de moyennes (4)

Arrachement 1

Arrachement 2

Arrachement 3

Arrachement 4

-500

0

500

1000

1500

0 5 10 15Co

ntr

ain

te e

n n

ew

ton

allongement en mm

Arrachement acier

acier 1

acier 2

acier 3

acier 4

acier 5

-1000

-500

0

500

1000

0 5 10 15 20

Co

ntr

ain

te e

n N

ew

ton

Allongement en mm

Arrachement titane

titane 5

titane 1

titane 2

titane 3

titane 4

-1000

-500

0

500

1000

1500

0 5 10con

trai

nte

en

N

Allongement en mm

Arrachement ta6V

ta6v1

ta6v 2

ta6v3

ta6v4

ta6v5

-500

0

500

1000

0 5 10 15

Co

ntr

ain

te e

n N

ew

ton

Allongement en mm

Comparaison de moyennes en arrachement acier/titane/alliage de titane

acier

titane

TA6V


79 | P a g e

Résistance à l’arrachement

en N

Titane 762.88 887.38 848.30 757.06 867.9 824.704 +/- 60.72

Acier 934. 80 954. 84 829. 58 845. 66 916.98 896. 37 +/- 55.57

TA6V 984.8 662.78 787.84 764.02 906.96 821.27 +/- 126.10

Allongement en mm

Titane 2.228 2.844 2.949 2.01 2.601 2.5264 +/- 0.40

acier 2.415 2.814 2.525 2.725 2.707 2.6372 +/- 0.16

TA6V 2.19 2.034 2.31 2.74 2.789 2.4126 +/- 0.34

Tableau 8 : résultats des essais d’arrachement

Figure 54 : Observation visuelle directe de l’extraction de la minivis acier 1

Figure 55 : Fissure du bloc d’os synthétique pour l’essai d’arrachement acier 5

2. ANALYSE STATISTIQUE

2.1. Mesures quantitatives

Les valeurs statistiques quantitatives (moyennes, écart type et test de normalité et de conformité)

sont présentées Figure 56

D’après le test de Shapiro-Wilk, les valeurs étudiées au sein des échantillons titane, acier ou alliage

de titane suivent une loi normale dans la population (p>0,05). D’après le t-Test de Student de conformité

par rapport à la norme, les valeurs étudiées au sein des échantillons titane, acier ou alliage de titane sont

dans la norme. Nous pouvons donc conclure que malgré le faible nombre des échantillons, les valeurs

obtenues au sein de chaque matériau sont homogènes.


80 | P a g e

2.2. Mesures qualitatives

Les mesures qualitatives sont présentées en tableau dans les Figure 57, et en boites de dispersion

Figure 58.

2.2.1. Flexion

Il existe une différence significative S*** (p =1.503e-05) entre le l’alliage de titane et l’acier et le

titane pur. En effet, les valeurs de résistance à la flexion sont deux fois plus importantes pour le titane pur

et l’acier (supérieures à 200N.cm) que pour l’alliage de titane (inférieures à 115N), qui est le seul matériau à

se rompre dans ce test.

2.2.2. Torsion et angle de torsion

Les valeurs de résistance à la torsion ne présentent pas de différence significative entre les trois

matériaux (p=0,831). On obtient en effet des valeurs de 41,02N.cm +/- 3,82 pour le titane, 41,88N.cm+/-

3,98 N.cm pour l’acier et 42,94N.cm +/- 6,61 pour l’alliage de titane. En revanche, il existe une différence en

ce qui concerne l’angle de torsion avant la rupture, qui est plus important pour le titane (342.76N.cm +/-

84.76) que pour l’acier (168.80N.cm +/- 68.35)et l’alliage de titane148.27 +/- 58.02. Cette différence est

jugée significative S *** (p=0.000252). La différence entre l’acier et l’alliage de titane est jugée non

significative (p=0,166)

2.2.3. Torque d’insertion et temps de perforation de la corticale

Les valeurs de torque d’insertion sont plus importantes pour l’acier (30.86 N.cm +/- 2.43) et l’alliage

de titane (27.25 N.cm +/- 4.05) que pour le titane pur (10.85 N.cm+/- 6.83). Cette différence est jugée

significative S** (p = 5.236e-05). En ce qui concerne le temps de perforation de la corticale, on remarque

que l’acier met peu de temps à perforer la corticale (40% du temps total) contre 72% et 95% pour l’alliage

de titane et le titane pur. La différence est jugée significative pour le titane et l’acier, mais pas entre l’acier

et l’alliage de titane, ni entre le titane et l’alliage de titane.

2.2.4. Arrachement

Malgré une valeur de résistance à l’arrachement légèrement supérieure pour l’acier (896.37 N +/-

55.57 contre 824.7 N +/- 60.72 et 821.27 N +/- 126.1), cette différence est jugée non significative avec

P=0.3379.


81 | P a g e

Matériau Moyenne +/-SD Conformité des échantillons

Shapiro-Wilk Student

Flexion

En N.cm

Titane 237,46 +/- 31,63 p=0,2592 NS p= 1 NS

Acier 216,01 +/- 22,78 p=0,620 NS p= 1 NS

Ta6V 114,67+/-22,01 p=0,6469 NS p= 0,99 NS

Torsion

En N.cm

Titane 41,02 +/- 3,82 p=0.9433 NS p=0.998 NS

Acier 41,88+/- 3,98 p=0.9433 NS p=0.998 NS

Ta6 42,94 +/- 6,61 p=0.9433 NS p=0.998 NS

Angle de torsion

en°

Titane 342.76 +/- 84.76 p= 0.557 NS p= 1 NS

Acier 168.80 +/- 68.35 p= 0.5318 NS p= 1 NS

Ta6V 148.27 +/- 58.02 p= 0.5322 NS p=1 NS


En N.cm

Titane 10.85 +/- 6.83 P= 0,41 NS P= 0.9995 NS

Acier 30.86 +/- 2.43 P= 0,39 NS P= 0.9940 NS

Ta6V 27.25 +/- 4.05 P= 0,154 NS P= 0.9992 NS

Temps de

perforation de la

corticale (ratio en %)

Titane 95.80 +/- 9.38 P=0.000131 S*** p= 1 NS

Acier 40.43 +/- 33.26 p = 0.1201 NS p= 1 NS

Ta6V 72.04 +/- 18.49 p = 0.8127 NS p=1 NS

Arrachement

En N

Titane 824.7+/- 60.72 P= 0.1944 NS P= 0.99988953 NS

Acier 896.37 +/- 55.57 P= 0.3499 NS P= 0.99993964 NS

Ta6V 821.27+/- 126.1 P= 0.883 NS P= 0.999973401 NS

Figure 56 : Tableau des valeurs moyennes, écart types et tests statistiques de conformité des échantillons

par rapport à la norme


82 | P a g e

Matériau Test de Student Test de Tukey Différence

significative ANOVA

Comparaison

en Flexion

Titane-Ta6V p = 0,0000995

S*** p<0.001

S*** S***

p =1.503e-

05 S*** Titane-Acier

p=0 ,2535 NS

p=0.416 NS

NS

Ta6v-Acier p=0,000097

S*** p<0.001

S*** S***

Comparaison

en Torsion

Titane-Ta6v P= 0.355

NS P= 0.816

NS NS

p=0.831 NS

Titane-Acier P= 0.745

NS P= 0.959

NS NS

Ta6v-Acier P= 0.791

NS P= 0.940

NS NS

Comparaison

de l’angle de

torsion

avant rupture

Titane-Ta6V p=0.01365499

S*

p< 0.001

S*** S***

P=0.000252 S***

Titane-Acier

p=0.00121312

S**

p=0.00502

S** S**

Ta6v-Acier p=0.16642881

NS

P= 0.17788

NS NS

Comparaison du


Titane-Ta6v p= 0.02395556

S*

p= <0.001 S***

S***

p = 5.236e-05

S*** Titane-Acier

p= 0.00220255 S**

p= <0.001 S***

S***

Ta6v-Acier p= 0.1280577

NS p= 0.476

NS NS

Comparaison du temps de

perforation de la corticale

Titane-Ta6V p=0.119412847

NS p=0.25961

NS NS

P=0.007589 S**

Titane –Acier p=0.016124193

S* p=0.00571

S ** S**

Ta6v-Acier p=0.218296249

NS p = 0.11004

NS NS

Comparaison

en

Arrachement

Titane-Ta6v P= 0.96442891

NS 0.998

NS NS

P=0.3379 NS

Titane-Acier P= 0.08086361

NS 0.420

NS NS

Ta6V-Acier P= 0.26752335

NS 0.388

NS NS

Figure 57 : Tableau des résultats après analyse statistique


83 | P a g e

Boxplot 1

Boxplot 2

Boxplot 3

Boxplot 4

Boxplot 5 Boxplot 6

Figure 58 : Box plot de la résistance en flexion, en torsion, de l’angle de torsion avant rupture et du torque

d’insertion en fonction des matériaux

0

100

200

300

titane acier TA6V

Flexion

0

20

40

60

titane acier TA6V

Torsion

0

10

20

30

40

titane acier TA6V

Torque d'insertion

0

100

200

300

400

500

titane acier TA6V

Angle de torsion

0200400600800

10001200

titane acier TA6V

Arrachement

020406080

100120

titane acier TA6V

Temps de perforation de corticale


84 | P a g e

3. DISCUSSION

3.1. Sur la méthodologie de l’étude

3.1.1. Nombre de l’échantillon :

60 minivis sont testées. 5 minivis ont été utilisées pour chaque type de matériau, lors de chaque

essai. Les études biomécaniques sur les minivis de la littérature rapportent des échantillons allant de 4

minivis par test à 10 minivis (dont 5 témoins). La Taille de notre échantillon est faible (5 minivis par

matériau et par test), mais suffisante pour obtenir des valeurs mécaniques reproductibles

3.1.2. Type d’échantillon :

Nous avons choisi d’utiliser pour l’étude une minivis de 2 mm de diamètre, car plusieurs études ont

montré que le risque de fracture était moins élevé sur des minivis de plus de 1,3 mm de diamètre, voire

réduit si on dépassait 1,8mm.

La minivis Ancora® est une vis autoforante, autotaraudante. Son pas de vis est asymétrique pour

assurer une meilleure stabilité primaire (pas d’artilleur) ainsi qu’une action autotaraudante. La pointe de la

vis est autoforeuse, elle ne nécessite aucun préforage, même dans les corticales des plus épaisses selon les

recommandations du fabricant (SERF). La tête de la minivis Ancora ® est un hexagone adapté à la clef CPM

de la trousse EVL de SERF, qui s’adapte sur un tournevis droit ou sur n’importe quel contre-angle

(idéalement réduit au 256e). Cette tête présente une gorge pour fixer un système de traction ainsi qu’un

trou de 0,75 mm de diamètre pour fixer un auxiliaire. Elle présente un col poli pour limiter l’inflammation,

et en forme de corolle pour réduire le risque de compression de la muqueuse lors de la mise en place de la

vis. Son pas est de 0,7 mm, sa longueur du filetage 12 mm (Matossian, Filippi et Le Gall 2008)( Annexe 1).

3.1.3. Support :

La littérature rapporte plusieurs supports utilisés pour tester les minivis :

- Os animal

o Os cortical bovin découpé en lamelles de 1 mm (Massif, Frapier et Micallef 2007).

o Tête de fémur bovin, préparées en bloc, puis vérification de la densité osseuse par coupe

scanner (Mischkowski, et al. 2008).

- Os humain

o Mâchoires dans lesquelles sont insérées les vis (Lijima, et al. 2008).

o Mandibules et maxillaires découpés en lamelles osseuses (Hu et al. 2007).


85 | P a g e

- Os synthétique

o Bloc d’os expérimental Sawbones (Vashon island wa, usa) constitué d’une résine époxy et

d’un solide polyuréthane (Song et al. 2007) (Cheng, et al. 2004).

Le bois exotique ou un bloc de plastique type PTFE auraient pu être envisagés. Néanmoins, hormis

un bloc de polyuréthane et un bloc de laiton scellé (Carano , Velo, et al. 2004), on retrouve peu ce type de

support dans la littérature. Il nous est impossible de réaliser ce type d’étude sur du support humain, en

raison des coûts impliqués, de la rigueur du protocole (normes bioéthiques) et de sa faisabilité. Pour les

mêmes raisons, l’os animal, comme l’os porcin qui est pourtant un os homogène, relativement compact et

qui ressemble structuralement à la mandibule et aux maxillaires humains a été écarté.

En revanche, l’os synthétique de type Sawbones nous a semblé être la bonne alternative. Il

représente un support précis, proche de la réalité et invariant au niveau de son module d’Young. Son coût

est moindre, et il est facile de s’en procurer (Tabassum et al. 2009).

3.1.4. Justification du bloc d’os synthétique utilisé :

Nous avons choisi d’utiliser comme support de l’os synthétique Sawbones simulant l’os alvéolaire

mandibulaire proche de celui que l’on peut retrouver en vestibulaire, entre la seconde prémolaire et la

deuxième molaire. Compte tenu des forces exercées lors de l’étude (allant jusqu’à 40 N soit 4 kg), qui sont

beaucoup plus importantes que celles exercées en réalité (de 50 à 250 g maximum), nous nous sommes

orientés sur cette zone de la mandibule car c’est à cet endroit que l’on retrouve la plus forte épaisseur d’os

cortical et donc l’os alvéolaire le plus dense utilisé dans le placement des minivis. De plus, cette zone est

cohérente avec le diamètre et la longueur des minivis utilisées pour l’étude (diamètre 2 mm, longueur

12mm), comme le mentionne Davaparnah sur la figure 13.

Figure 59 : diamètre et longueur des minivis selon le site implantaire


86 | P a g e

Pour Devlin, l’os mandibulaire a une densité totale (corticale + trabéculaire) de 1,1g.cm3 (Devlin et

Ledgerton 1998). Norton considère que l’os mandibulaire dans sa zone postérieure peut être considéré

comme de l’os de type 2, comprenant une corticale épaisse et un os trabéculaire de forte densité, comprise

entre 500 et 800 unité de Hounsfield (Norton 2001). Miyamoto nous renseigne sur l’épaisseur moyenne de

la couche d’os cortical mandibulaire, évaluée à 2,2 mm +/- 0,47 (Miyamoto, et al. 2005).

Plusieurs études ont déjà utilisé ces blocs d’os en faisant varier la densité osseuse et l’épaisseur de

la corticale (Chen, Kyung, et al. 2010), (Song, Cha et Hwang 2007), (Tabassum, et al. 2009).

Afin d’obtenir une résistance mécanique importante, nous avons utilisé des blocs d’os synthétiques

simulant un échantillon d’os mandibulaire humain prélevé entre la première et la deuxième molaire (zone

de plus forte densité osseuse mandibulaire), comprenant une couche d’os corticale (épaisseur 2 mm,

densité 1,64 g.cm3) et une couche d’os trabéculaire de forte densité égale à 0,48 g.cm3. Ce modèle de

substitut osseux a déjà été utilisé dans l’étude de Tabassum, il nous semble assez résistant pour ce test

mécanique, très homogène et proche de la réalité (Tabassum, et al. 2009).

3.2.4. Réalisation des essais

Le choix du banc de traction pour les essais de flexion et d’arrachement s’impose immédiatement

après avoir étudié la littérature pour ce type de tests. En revanche, pour les essais de torsion et de vissage,

un couple-mètre manuel (Figure 60) aurait pu être utilisé pour enregistrer le couple de force obtenu à la

rupture, comme dans l’étude de Jolley (Jolley et Chung 2007).

Figure 60 : photographie du couple-mètre envisagé pour les premiers tests de résistance à la torsion

Mais le manque de reproductibilité et de précision de cette méthode, ainsi que le fait qu’elle soit

très opérateur-dépendant, font qu’elle a été abandonnée au profit de l’utilisation de la machine de torsion

Bose Electroforce 3300.


87 | P a g e

Pour l’essai d’arrachement, nous avons réalisé une série de pré-test en reliant la minivis au bras de

traction à l’aide d’un fil en acier de section ronde 0.07 (comme pour l’essai de flexion). Mais ce système

présenté Figure 61 n’a pas pu être reproduit pour les tests définitifs car au-delà de 700 N, le fil en acier

cédait sous la contrainte de traction, sans arracher la minivis. Nous nous sommes donc servis d’un mandrin

nous permettant de tracter directement la tête de la minivis dans l’axe, sans intermédiaire.

Figure 61 : Photographie du premier montage test de résistance à l’arrachement

3.2. Sur les résultats de l’étude

3.2.1. Sur la résistance à la flexion

Nos résultats montrent des valeurs de résistance à la flexion très importantes pour l’acier et le

titane, avec une différence significative avec la valeur de résistance à la flexion de l’alliage de titane (plus de

200 N.cm contre 115 N.cm)

En ce qui concerne l’acier inoxydable, nos résultats sont semblables à ceux décrits par Carano

(Carano, Lonardo, et al. 2005) où il mentionne une résistance à la flexion supérieure à 200 N.cm (plus de 20

kg). Compte tenu de la valeur des forces orthodontiques (de 100 à 250 g), il est donc largement possible

d’utiliser l’acier inoxydable comme biomatériau pour les minivis d’ancrages.

Mais Carano estime que même si les forces orthodontiques ne sont pas assez importantes pour

fracturer les vis, les contraintes appliquées sur les minivis lors du placement ou du retrait peuvent entraîner

des fractures, surtout si une ostéointégration partielle est apparue (dans le cas de l’alliage de titane). Ce

risque de fracture, dû aux tensions appliquées en rotation (application d’un couple, plus d’une force axiale

induisant parfois de la flexion) est augmenté lorsque l’on se trouve dans du tissu très minéralisé, avec des

vis de faible diamètres. Notre étude vient appuyer cette constatation puisque dans l’os synthétique dense


88 | P a g e

utilisé pour les essais (1,64 g.cm3 pour la corticale de 2 mm), nous avons obtenu des fractures pour les 5

minivis en alliage de titane lors des essais de flexion.

Nous obtenons donc pour l’alliage de titane des valeurs un peu supérieures à celles de l’étude de

Carano (115N.cm contre 80 N.cm), avec un profil de courbe restant identique. Cette différence s’explique

surtout par le diamètre des minivis testées (2 mm dans notre étude contre 1.5 mm pour celle de Carano).

En revanche, aucune étude n’avait encore testé les propriétés du titane de grade 4 en flexion pour

l’utilisation des minivis d’ancrage. Nos résultats montrent que ce matériau peut être utilisé pour la flexion

sans aucun risque de fracture à des niveaux bien supérieurs à ceux des forces orthodontiques

généralement utilisés en clinique.

Les résultats de l’essai de flexion démontrent la compatibilité des trois matériaux pour l’utilisation

clinique des minivis en orthodontie. Lorsque des niveaux de forces supérieurs à 100 N.cm sont dépassés, il

faut s’attendre à des fractures sur les minivis en alliage de titane, dans une corticale osseuse dense, tandis

que les minivis en titane pur ou en acier se déforment jusqu’à des niveaux de forces supérieures (au-delà

de 200 N.cm) sans se rompre.

Dans son étude de 2005, Carano estime que même si l’acier peut aller à des niveaux de forces deux

fois plus importants que le TA6V, il commence à se déformer avant (pour une contraint plus faible). La

comparaison des courbes de moyennes des trois matériaux en flexion de notre étude met également en

évidence le fait que l’acier et le titane de grade 4 peuvent se déformer deux fois plus que le TA6V. Mais il

est aussi intéressant de s’attarder sur le début de la courbe : le titane de grade 4 se déforme de façon

irrémédiable pour des contraintes plus faibles que pour les autres matériaux (autour de 30 N contre 40 N

pour les autres matériaux) Cette différence, même si elle existe entre l’acier et le ta6V, est beaucoup moins

marquée entre ces deux matériaux dans notre étude.

Nous pouvons donc conclure que l’acier se situe entre le titane de grade 4 et l’alliage de titane pour

la flexion : il commence sa déformation plastique bien après le titane de grade 4 mais un peu avant le ta6V,

et continue à se déformer au-delà de 100N alors que l’alliage de titane casse. Cette constatation est

importante pour son utilisation clinique : en effet, le fait que le titane pur se déforme pour de faibles

niveaux de contraintes influence les propriétés de la pointe de la vis : dans une corticale rigide, si la pointe

se déforme pour de faible niveau de contrainte, elle perd ses propriétés autoforantes et n’arrive pas à

perforer la corticale.

L’observation au microscope électronique à balayage des minivis après flexion a confirmé ces

résultats : pas de fracture pour le titane ou l’acier, alors qu’une zone de fracture est observée pour l’alliage

de titane.


89 | P a g e

Le choix du matériau influence donc les propriétés des minivis en flexion. Après l’essai de

résistance à la flexion, les différents matériaux peuvent être classés comme tels :

Titane pur > Acier inoxydable > Alliage de titane

3.2.2. Sur la résistance à la torsion

Sur nos trois groupes, à l’observation visuelle directe, la différence de résultats est importante : les

5 minivis en alliage de titane se sont fracturées sous la contrainte de torsion maximale (fracture totale et

nette), les 5 minivis en acier se sont fracturées mais la tête et le corps de la minivis sont restés soudés par

une légère partie du col (rupture incomplète), et les 5 minivis en titane pur se sont complètement

déformées sous la contrainte de torsion mais ne se sont pas fracturées.

La rupture (ou déformation plastique maximale pour le titane pur) a été obtenue pour un angle de

torsion de 369,76° pour le titane, 234,52° pour l’acier et 169,05° pour l’alliage de titane. Il existe une

différence significative entre le groupe titane et les deux autres groupes pour l’angle de torsion maximal

(avant rupture). Aucune différence significative n’est retenue entre l’alliage de titane et l’acier.

Malgré ces résultats obtenus pour l’angle de torsion, il n’existe pas de différence significative pour

la contrainte maximale en torsion sur les trois matériaux avec des minivis de même design, avec une

contrainte en torsion égale à 41,016 N.cm pour le titane, 41,88 N.cm pour l’acier et 42,94 N.cm pour

l’alliage de titane. Ces valeurs similaires s’expliquent par le design des minivis identique : même diamètre,

même filetage, même noyau.

Les valeurs de torsion obtenue pour l’alliage de titane coïncident avec celles de la littérature :

- 48,7 N.cm pour les minivis MAS ® de 1,5 mm de diamètre (Carano , Velo, et al. 2004)

- 47.8 N.cm pour les minivis FAMI ® de 2 mm de diamètre (Florvaag, et al. 2010)

- 52.8 N.cm pour les minivis Dual top ® (Mischkowski, et al. 2008)

En ce qui concerne l’acier inoxydable, nos résultats sont relativement semblables à ceux publiés

par Carano en 2005, car même si pour cet auteur, l’acier est capable de subir une déformation « élastique-

plastique » plus importante que l’alliage de titane, il conclut sur le fait que les deux matériaux sont

utilisables cliniquement et présentent suffisamment de résistance à la rupture pendant l’insertion,

l’application et le retrait des minivis puisqu’il faut appliquer des contraintes supérieures à 40 N pour

fracturer les minivis (résultat également retrouvé dans notre étude).

Lijima compare les valeurs de résistance à la torsion de minivis en titane pur et alliage de titane

(moyenne du couple de force et de l’angle de torsion). 4 minivis de designs différents, avec le même


90 | P a g e

diamètre (1.6mm) sont étudiées (Lijima, et al. 2008). Il obtient des valeurs de résistance à la torsion de

16N.cm pour le titane pur et 26N.cm pour l’alliage de titane, avec un angle de torsion plus fort pour l’alliage

de titane que pour le titane pur (138° contre 154°). Ces résultats sont intéressants mais trop biaisés par le

design différents des vis. En effet, ces valeurs semblent plus proches de nos valeurs obtenues pour le

torque d’insertion maximal du titane pur et de l’alliage de titane plutôt que de contraintes en torsion

réelles : il s’avère que l’auteur a enregistré la contrainte de rupture en torsion dans de l’os de gencives

animales, ce qui correspond à notre valeur de torque maximum (avant que la minivis ne décroche).

Dans notre étude, les valeurs d’angles de torsion de l’alliage de titane semblent s’accorder avec

celles de Lijima (169,05 ° pour l’alliage de contre 154° pour Lijima). En revanche, nous obtenons presque le

double quand il s’agit du titane pur : 369,76° contre 138°. Cette différence s’explique par le petit diamètre

des minivis testées par l’auteur (1,6mm) et le design du filetage : s’il est strictement identique dans notre

étude, il ne s’agit pas du même filetage pour les minivis de l’étude de Lijima.

Les résultats de notre étude montrent que le design du filetage (pas de vis assymétrique,

longueur du pas de vis) et surtout le diamètre de la vis, la largeur de son noyau priment sur le matériau

quant à la résistance à la torsion.

L’observation au MEB de notre étude vient relativiser ces constatations puisque même si le titane

de grade 4 est le seul matériau à ne pas céder sous l’effort de torsion imposé aux minivis et à supporter

l’angle de torsion le plus fort, c’est le matériau qui est le plus déformé sur toute la longueur du filetage et

au niveau des spires, tandis que l’alliage de titane se rompt et présente des déformations uniquement sur

les spires, et que l’acier n’est pas du tout déformé (noyau + spires intactes) en dehors de la zone de

rupture. Ces propriétés sont intéressantes, cela laisse présager que l’acier est plus performant pour

l’insertion au vissage dans une corticale osseuse dense (à contrainte égale, la déformation en torsion est la

moins rapide, et la rupture ne survient qu’après celle de l’alliage de titane)

Après le test de résistance à la torsion, on peut donc classer les trois matériaux comme tel :

- Pour la contrainte en torsion

Titane pur = Alliage de titane = Acier inoxydable

- Pour l’angle de torsion maximal avant rupture et l’angle de torsion pour contrainte maxi

Titane pur > Acier inoxydable = Alliage de titane


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3.2.3. Sur le torque d’insertion

Nos résultats tendent à montrer que la pointe des minivis du groupe titane ne peut pas être vissée

sans avant-trou dans une corticale osseuse dense (4 minivis sur 5 ont échoué au test du vissage), tandis que

la même pointe en alliage de titane et en acier perforent une corticale osseuse dense sans pré-trou (5

minivis sur 5 pour l’acier, 4 minivis sur 5 pour l’alliage de titane).

Le temps de vissage pour perforer la corticale osseuse dense est également différent entre les 3

groupes : 134,6 secondes pour le titane, 74 secondes pour l’alliage de titane et seulement 39,2 secondes

pour l’acier. Cette différence est jugée significative entre le titane et l’acier (presque tout le temps de

vissage -96%- est consommé pour perforer la corticale dans le groupe titane), mais elle n’est pas jugée

significative entre le groupe alliage de titane et acier, malgré un ratio estimé à 72% du temps de vissage

pour perforer la corticale avec le TA6V contre 40% pour l’acier.

D’après notre étude, on peut quand même conclure que la pointe de la minivis en acier inoxydable

semble être la meilleure solution pour perforer une corticale osseuse dense sans avant-trou.

Une étude de Song publiée dans la revue d’Angle en 2007 s’est également intéressée au temps que

mettent des minivis en alliage de titane pour perforer une corticale osseuse dense. Ils ont également utilisé

de l’os synthétique Sawbones de densité légèrement supérieure (1,7 g.cm3) à celui de notre étude. Le

temps que mettent les 3 minivis à perforer une corticale de 2mm est évalué à 258, 130 et 159 secondes,

c'est-à-dire plus longtemps que pour les minivis en alliage de titane de notre étude (74 secondes). Ces

résultats s’expliquent par la densité de la corticale qui est plus importante, le diamètre des vis plus faible

(1,5 et 1,6mm) et le design de leur pointe (Song, Cha et Hwang 2007).

En ce qui concerne le torque d’insertion, on observe dans notre étude des valeurs de 10,85 N.cm

pour le titane pur, 30,87 N.cm pour l’acier et 27,25 N.cm pour l’alliage de titane. Ces différences de valeurs

sont jugées significatives pour le groupe titane face au groupe acier et alliage de titane, mais non

significatives entre l’acier et l’alliage de titane. On retrouve des résultats comparables dans l’étude de Song

en 2007 pour l’alliage de titane : pour 2 mm de cortical osseuse plus dense que dans notre étude, il obtient

20,34 N.cm avec sa minivis de 1,5 mm de diamètre et 38,91N.cm et 40,97N.cm avec les minivis de 1,6mm

de diamètre.

Florvaag retrouve des valeurs légèrement supérieures s à celles de notre étude pour les minivis en

alliage de titane vissées sans préforage dans des fémurs de lapin : 40,1 N.cm pour la FAMI® (2 mm de

diamètre) 30,8 N.cm pour la Titan pin ® (1.7 mm de diamètre) (Florvaag, et al. 2010).


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Massif obtient quant à lui des valeurs de torque d’insertion beaucoup plus faibles (maxi 7 N.cm!)

mais ses minivis sont vissées dans une lamelle d’os cortical bovin de 1mm d’épaisseur dont la densité n’est

pas précisée (Massif, Frapier et Micallef 2007).

Enfin, Carano est le seul auteur qui compare les valeurs de torque d’insertion de minivis en alliage

de titane et en acier (Carano, Lonardo, et al. 2005). Mais son étude est réalisée avec des minivis de

marques différentes, et son protocole comprend un préforage. Il obtient donc des valeurs vraiment

différentes de celles de notre étude (10,3 N.cm pour l’alliage de titane contre 4 N.cm pour l’acier). Compte

tenu de l’importance du préforage et du support (les minivis ont été vissées dans du bois jugé homogène et

de densité médium), ces valeurs ne peuvent être comparées à celles de notre étude, même si elles

indiquent clairement qu’un préforage trop important diminue le torque d’insertion de la minivis et donc sa

stabilité primaire.

Aucune étude de la littérature ne compare les valeurs de torque d’insertion entre les matériaux

titane pur, alliage de titane et acier inoxydable dans une corticale osseuse dense, sans avant-trou.

On peut dont conclure que le titane ne semble pas être un matériau adapté au vissage des

minivis dans une corticale osseuse dense sans avant-trou, alors que l’alliage de titane et l’acier sont des

matériaux adaptés au vissage des minivis dans une corticale osseuse dense sans pré-trou. En ce qui

concerne la stabilité primaire obtenue après vissage des minivis dans une corticale osseuse dense,

compte tenu des résultats de torque d’insertion et temps de perforation de la corticale, on peut donc

classer les trois matériaux comme tel :

Acier> Alliage de titane > Titane

3.2.4. Sur l’essai d’arrachement (pull out test)

Notre étude a démontré qu’il n’existe pas de différence significative entre les trois matériaux en ce

qui concerne la résistance à l’arrachement (824,7N pour le titane pur, 896,37N pour l’acier et 821,27N pour

l’alliage de titane).

Après le pull out test, on peut donc classer les matériaux comme tels :

Titane = Acier = Alliage de titane

On retrouve dans la littérature les mêmes valeurs de résistance à l’extraction pour l’alliage de

titane dans plusieurs études récentes. L’étude de Mischowski compare 4 minivis en alliage de titane de

diamètre 2 mm et obtient sans préforer 797,7 N pour la minivis Fami®(longueur 8 mm) et 944.5 N

(longueur 10mm) pour la minivis dual top. Ces valeurs obtenues dans de l’os de fémur bovin sont très


93 | P a g e

proches de celles retrouvées dans notre étude (821,27N pour l’alliage de titane diamètre 2 mm longueur 11

mm) ce qui confirme que notre support d’os synthétique Sawbones est un bon modèle s’approchant des

conditions osseuses animales (Mischkowski, et al. 2008).

Une autre étude de Floorvag compare 3 minivis cylindrique en alliage de titane de diamètre 2 mm

et longueur 10 mm dans de l’os de fémur bovin et retrouve des valeurs sans préforage de 802,1 N pour la

minivis Fami, 763,5 pour la titan-pin et 886,5 pour la minivis Thomas . Il obtient des valeurs inférieures

pour deux minivis coniques de même diamètre et longueur, ce qui met en évidence le fait qu’outre le

diamètre et la longueur de filetage dans l’os, le design du filetage est aussi important (Florvaag, et al. 2010).

En ce qui concerne l’acier inoxydable, une seule étude compare ces propriétés biomécaniques à

celle de l’alliage de titane en résistance à l’arrachement, il s’agit de celle de Carano (Carano, Lonardo, et al.

2005). Même s’il obtient des profils de courbes identiques à ceux de notre étude, ses valeurs sont très

inférieures aux nôtres (autour de 350N contre 800N) puisqu’il teste deux minivis en alliage de titane et une

minivis en acier inoxydable de design différents, de diamètre inférieur (1,5 mm), et avec une longueur de

filetage moindre (8 mm) avec préforage dans un substitut osseux moins dense (polyesther thermoplastic

resine, idroplast, Micerium SPA Avegno Italy), plus faibles que celles de notre étude (autour de 350N)

puisqu’il réalise un préforage et que le diamètre et la longueur de filetage sont moins importantes. Il est

intéressant de noter que comme pour notre étude, les valeurs de résistance à l’extraction sont obtenues

avec l’acier inoxydable. La résistance à l’arrachement dépend donc essentiellement de trois paramètres :

- La longueur du filetage insérée dans l’os

- Le diamètre de la vis

- Le design du filetage (pas de vis assymétrique, longueur du pas de vis)

Dans notre étude, ces trois paramètres sont strictement identiques, seul le matériau diffère. Même

si elle n’est pas significative, la valeur moyenne de résistance à l’extraction est supérieure pour l’acier

inoxydable. Cette légère différence uniquement due au choix du matériau pourrait s’expliquer par la

déformation moins rapide des spires du filetage, entrainant un frottement à l’extraction plus important que

pour le titane ou l’alliage de titane. Cette légère différence mériterait d’autres investigations, notamment

via un pério-test de résonnance pour comparer la stabilité primaire, et un pull out test avec des

échantillons plus importants.


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Conclusion

Les propriétés biomécaniques déterminées par des tests de flexion, torsion, torque d’insertion et

résistance à l’arrachement, sont donc fondamentales pour le choix et l’utilisation des minivis d’ancrage

dans la pratique clinique en orthodontie, en particulier pour limiter le risque de fracture et augmenter la

stabilité primaire (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008) (Carano, Lonardo, et al. 2005).

Les conclusions de notre étude sont que le choix du matériau influence fortement ces propriétés

biomécaniques :

- Le titane pur (titane de grade 4) présente d’excellentes propriétés en flexion et en

arrachement, mais ne parvient pas à perforer la corticale lors du test du torque d’insertion

et se déforme de façon très importante lors du test de torsion

- L’alliage de titane se rompt sous une contrainte de flexion inférieure à celle des deux

autres matériaux, mais se place dans la moyenne pour les tests de torsion, torque

d’insertion et arrachement.

- L’acier inoxydable écroui à froid présente des avantages pour l’utilisation clinique des

minivis : outre de très bonne performances en flexion (pas de fracture mais une

déformation sous une contrainte supérieure à 200N) et à l’arrachement, il présente

l’avantage de perforer la corticale osseuse dense en moins de 40s, c'est-à-dire deux fois

plus vite que l’alliage de titane et trois plus vite que le titane pur. De plus, il ne se déforme

pas sous une contrainte de torsion.

La réalisation des essais mécaniques dans des conditions rigoureuses afin d’éviter les facteurs de

confusions : même design, même diamètre, même longueur de minivis et l’utilisation d’un bloc d’os

synthétique homogène permettent de mettre en avant le choix de l’acier inoxydable comme matériau

constitutif de choix pour les minivis en orthodontie.

D’autres études sur les propriétés biomécaniques des minivis en acier chirurgical devraient être

réalisées afin de confirmer ces résultats, notamment des études in vivo à grande échelle.


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102 | P a g e

Table des illustrations

Figure 1 : Composants d’une vis ______________________________________________________________________ 8

Figure 2 : tête de la minivis Ancotek® – Tekka et tête de la minivis Ancora®-Serf _______________________________ 8

Figure 3 : Pointe autoforante de la minivis Ancora®- Serf _________________________________________________ 10

Figure 4 : La courbe contrainte déformation révèle les propriétés mécanique de l’os cortical et trabéculé d’après Simon

(J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008) ) _______________________________________________________________________ 13

Figure 5 : A gauche, % d’ostéointégration en fonction de la période de mise en charge orthodontique : catégorie 1- pas

de mise en charge, catégorie 2- mise en charge immédiate, catégorie 3- mise en charge entre 6 et 12 semaines (Huja,

et al. 2006). A droite phénomènes d’ostéointégration au niveau des flèches rouges (Chen, Kang, et al. 2009). ______ 15

Figure 6 : causes d’échecs des minivis et comment les éviter (J.-S. Lee, J. Kim, et al. 2008) _______________________ 16

Figure 7 : paramètres influençant la stabilité primaire des minivis (Costi 2008) _______________________________ 16

Figure 8 : zones de sécurité (en violet) pour la pose des minivis au maxillaire et à la mandibule. __________________ 18

Figure 9 : sites de fractures des minivis _______________________________________________________________ 22

Figure 10 : moyennes des surfaces radiculaires obtenues par FREEMAN, et valeurs d’ancrage de JARABACK ________ 25

Figure 11 : centre de résistance des arcades, d’après Nabbout-Faure _______________________________________ 27

Figure 12 : Exemple de recul molaire (à gauche) et de recul incisif (à droite) par ancrage indirect _________________ 29

Figure 13 : biomécanique de rétraction incisive en ancrage directe (Faure 2011) ______________________________ 30

Figure 14 : Examen extra et intra-oral à 13 ans 10 mois (Dr Aknin). _________________________________________ 32

Figure 15 :Orthopantomographie et Téléradiographie de profil à 13 ans et 10 mois (Dr Aknin) __________________ 32

Figure 16 : Mise en place de la minivis en mésial de la première prémolaire mandibulaire (Dr Aknin). _____________ 32

Figure 17 : Examen extra et intra buccal en fin de traitement à 15 ans 2 mois (Dr Aknin). _______________________ 33

Figure 18 : Orthopantomographie et téléradiographie de profil après la fermeture d’espace (Dr Aknin). ___________ 33

Figure 19 : Représentation d’une courbe de traction (matériau ductile) _____________________________________ 35

Figure 20 : Exemple de flexion trois points _____________________________________________________________ 36

Figure 21 : Extraction de Fibres et Traction longitudinale, interface optimale : comportement tenace. _____________ 37

Figure 22 : Extraction de fibres, cas liés (à gauche) et décohésion inter faciale (à droite) ________________________ 37

Figure 23 : Frottement et loi de Coulomb ______________________________________________________________ 38

Figure 24 : Moment de torsion ______________________________________________________________________ 39

Figure 25 :Angle unitaire de torsion __________________________________________________________________ 39

Figure 26 : Courbe représentant le moment du couple de forces en fonction de l'angle de torsion ________________ 41

Figure 27 : photographie du banc de traction du LMI ____________________________________________________ 49

Figure 28 : dessin technique de la pièce « flexion » et maquette informatique ________________________________ 50

Figure 29 : visualisation 3D et photographie de la pièce « flexion » après usinage _____________________________ 50

Figure 30 : découpe du bloc d’os synthétique à la scie manuelle ___________________________________________ 51

Figure 31 : régularisation de la surface à la fraiseuse et lamelle d’os synthétique de 10x200x40mm ______________ 51

Figure 32 : découpe des blocs à la scie à fil et blocs d’os synthétiques obtenus ________________________________ 51

Figure 33 : Vissage et contrôle de la longueur de filetage restant au pied à coulisse électronique _________________ 52

Figure 34 : échantillon alliage de titane _______________________________________________________________ 52

Figure 35 : photographie du montage en flexion et agrandissement au niveau de la minivis _____________________ 53

Figure 36 : Photographie de la machine Bose Electroforce 3300-AT (www.bose-electroforce.com) ________________ 54

Figure 37 : Photographie du montage en torsion ________________________________________________________ 55

Figure 38 : Zoom sur le filetage de la minivis pris dans l’étau ______________________________________________ 55

Figure 39 : Bloc d’os synthétique découpé pour l’essai de torque d’insertion __________________________________ 56

Figure 40 : Photographie du montage d’enregistrement du torque d’insertion ________________________________ 57

Figure 41 : Zoom sur la pointe de la minivis ____________________________________________________________ 57

Figure 42 : dessin technique de la pièce « arrachement » _________________________________________________ 59

Figure 43 : Vue 3D et photographie de la pièce après usinage _____________________________________________ 59


103 | P a g e

Figure 44 : photographie du montage résistance à l’extraction ____________________________________________ 61

Figure 45 : Zoom sur la zone d’extraction ______________________________________________________________ 62

Figure 46 : Microscope électronique à Balayage SAMx800 et matériel d’acquisition ___________________________ 62

Figure 47 : Observation visuelle directe de la flexion des minivis en acier et titane et de la rupture de la minivis en

alliage de titane __________________________________________________________________________________ 66

Figure 48 : Courbes représentant les valeurs de résistance à la flexion pour l’alliage de titane (1), l’acier (2) et l’alliage

de titane (3), et comparaison des moyennes (4) ________________________________________________________ 67

Figure 49 : Photographies au MEB des minivis en flexion, ligne 1a-b-c alliage de titane ; ligne 2a- b- c acier ; ligne 3a-b-

c titane pur ______________________________________________________________________________________ 68

Figure 50 : Courbe représentant les valeurs de résistance à la torsion pour l’alliage de titane(1), l’acier (2), le titane(3)

et comparaison des moyennes (4) ___________________________________________________________________ 72

Figure 51 : Observation au MEB des minivis en titane (1-2), en acier (3-6) et en titane (7-13) ____________________ 73

Figure 52 : Courbes représentant le torque d’insertion pour l’alliage de titane (1), le titane pur (2), l’acier (3) et les

moyennes des trois matériaux (4) ____________________________________________________________________ 76

Figure 53 Courbe représentant la résistance à l’extraction pour les 5 essais en acier (1), en titane (2) en alliage de

titane (3) et comparaison de moyennes (4) ____________________________________________________________ 78

Figure 54 : Observation visuelle directe de l’extraction de la minivis acier 1 __________________________________ 79

Figure 55 : Fissure du bloc d’os synthétique pour l’essai d’arrachement acier 5 _______________________________ 79

Figure 56 : Tableau des valeurs moyennes, écart types et tests statistiques de conformité des échantillons par rapport

à la norme ______________________________________________________________________________________ 81

Figure 57 : Tableau des résultats après analyse statistique _______________________________________________ 82

Figure 58 : Box plot de la résistance en flexion, en torsion, de l’angle de torsion avant rupture et du torque d’insertion

en fonction des matériaux __________________________________________________________________________ 83

Figure 59 : diamètre et longueur des minivis selon le site implantaire _______________________________________ 85

Figure 60 : photographie du couple-mètre envisagé pour les premiers tests de résistance à la torsion _____________ 86

Figure 61 : Photographie du premier montage test de résistance à l’arrachement ____________________________ 87

Tableau 1 : les différents systèmes de minivis ___________________________________________________________ 7

Tableau 2 : Taux de succès retrouvés dans la littérature pour les minivis de 2003 à 2007 (Luzi, Verba et Melsen 2009)

_______________________________________________________________________________________________ 21

Tableau 3 : Principaux problèmes rencontrés lors de l’utilisation des minivis _________________________________ 22

Tableau 4 : Coefficients d’ancrage selon Freeman, Jarabak et Nabbout- Faure. _______________________________ 26

Tableau 5 : valeurs de résistance à la flexion en N.cm ____________________________________________________ 66

Tableau 6 : Résultats des essais de torsion _____________________________________________________________ 71

Tableau 7 : Résultats des essais de torque d’insertion ____________________________________________________ 75

Tableau 8 : résultats des essais d’arrachement _________________________________________________________ 79


104 | P a g e

Annexes

Annexe 1 : côtes de la minivis Ancora® (SERF)

Annexe 2 : Norme ISO pour l’acier inoxydable (source SERF)


105 | P a g e

Annexe 3 : Tableau des différents matériaux titanes et aciers proposés pour les minivis (source TEKKA-

Société KLEIN)

Annexe 4 : Caractéristique du bloc d’os synthétique SAWBONES utilisé dans notre étude, et dans celle de

Tabassum (Tabassum, et al. 2009)


106 | P a g e

Annexe 5 : Dessin technique de la pièce « Flexion » (L. Mollet)


107 | P a g e

Annexe 6 : dessin Technique de la pièce « Arrachement »


IN°2011 L YO ID 048

GOUR (Camille) - Comparaison de minivis orthodontiques en acier inoxydable, titane pur et alliage de titane : essais mécaniques en flexion, torsion, torque d'insertion et arrachement (Thèse : Chir. Dent. : Lyon : 2011 : 048) No 2011 LYO ID 048

Résumé:

Objectifs : Evaluer et comparer les propriétés biomécaniques de minivis d'ancrage orthodontiques

composées de 3 matériaux différents lors de leur utilisation en flexion, en torsion, en vissage (torque

d'insertion) et à l'arrachement. Matériels et Méthodes : 20 minivis en acier inoxydable, 20 en titane

pur et 20 en alliage de titane Ti6AI4V de même design (modèle Ancora ®, SERF, diamètre 2mm,

longueur 12mm) ,~ont testées en flexion, en torsion, et à l'arrachement dans un bloc d'os synthétique

Sawbones®. Les valeurs de résistance à la flexion, à la torsion, l'angle de torsion avant rupture, le

torque d'insertion, le temps de perforation de la corticale et la résistance à l'arrachement, ainsi que le

nombre et le site des fractures sont relevées et une observation au microscope électronique à

balayage est effectuée. Les résultats sont comparés par analyse statistique (t-test de Student et

comparaison de moyenne de Tukey) et une analyse de la variance Anova à un facteur est réalisée.

Résultats: Le titane et l'acier présentent des valeurs de résistance à la flexion statistiquement plus

importantes que l'alliage de titane. Il n'existe pas de différence significative pour la contrainte en

torsion entre les trois matériaux, en revanche l'angle de torsion avant rupture est statistiquement plus

important pour le titane que pour l'acier et l'alliage de titane. Il n'y a pas de différence significative

entre les 3 matériaux à l'arrachement, mais le torque d'insertion et le temps de perforation sont

statistiquement plus faibles pour le titane pur par rapport à l'acier inoxydable et l'alliage de titane.

Conclusion : Le choix du matériau influence les propriétés biomécaniques des minivis d'ancrage.

Même si le matériau ne modifie pas de façon significative la résistance à l'arrachement, l'acier

inoxydable semble être une bonne alternative au titane et à l'alliage de titane TiAL64V pour ses

propriétés en flexion, en torsion et surtout au vissage (torque d'insertion).

Rubrique de classement :

Mots-clés:

Mots-clés en anglais :

~ Président : Assesseurs :

Adresse de 1 'auteur :

ORTHOPEDIE-DENTO-F ACIALE

- Minivis orthodontiques - Biomatériaux - Essais mécaniques - Stabilité primaire

- Orthodontie miniscrews - Biomaterials - Mechanical tests - Primary stability

- Monsieur le Professeur Guillaume MALQUARTI -Monsieur le Docteur Jean-Jacques AKNIN - Madame le Docteur Sarah GEBEILE-SCHAUTY -Madame le Docteur Brigitte GROSGOGEAT/BALAYRE

Camille GOUR Chemin des mûriers 01090 Montmerle-sur-saône


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Creative commons : Paternité - Pas d’Utilisation ...bibnum.univ-lyon1.fr/nuxeo/nxfile/default/cd8dc7b1-10c3-4645-9049... · Maître de Conférences à l'UFR d'Odontologie de Lyon