Lumière sur la zircone 3y-tzp utilisée en implantologie ...theses.insa-lyon.fr/publication/2014ISAL0138/these.pdf · “Low temperature degradation and reliability of one-piece

1

N°d’ordre : 2014-ISAL-0138 Année 2014

THESE DE DOCTORAT

LUMIERE SUR LA ZIRCONE 3Y-TZP UTILISEE EN IMPLANTOLOGIE ORALE : ETUDE

DE LA RELATION ENTRE LA MICROSTRUCTURE ET LA DURABILITE

Présentée devant

L'Institut National Des Sciences Appliquées De Lyon

Pour obtenir

le grade de Docteur

Ecole doctorale

Matériaux de Lyon

Spécialité :

Science des Matériaux

Par

Clarisse SANON

Docteur en Odontologie

Soutenance prévue le 15 décembre 2014 devant la commission d’examen

Jury

Marc BOLLA Professeur (Faculté d’Odontologie, Nice) Examinateur

Francis CAMBIER Professeur (EMRA, Mons) Rapporteur

Jérôme CHEVALIER Professeur (INSA, Lyon) Directeur de thèse

Thierry DOUILLARD Ingénieur (CLYM, INSA Lyon) Membre invité

Patrick EXBRAYAT Docteur (Faculté d’Odontologie, Lyon) Membre invité

Laurent GREMILLARD Docteur (INSA, Lyon) Directeur de thèse

Bruno JACQUOT Docteur (Faculté d’Odontologie Montpellier) Examinateur

Corrado PICONI Professeur (COI, Rome) Rapporteur

Université de Lyon

MATEIS – UMR CNRS 5510 - INSA de LYON

20, avenue Albert Einstein, 69621 Villeurbanne cedex, France

Cette thèse est accessible à l'adresse : http://theses.insa-lyon.fr/publication/2014ISAL0138/these.pdf © [C. Sanon], [2015], INSA Lyon, tous droits réservés

2

INSA Direction de la Recherche - Ecoles Doctorales – Quinquennal 2011-2015

SIGLE ECOLE DOCTORALE NOM ET COORDONNEES DU RESPONSABLE

CHIMIE

CHIMIE DE LYON

http://www.edchimie-lyon.fr

Sec : Renée EL MELHEM Bat Blaise Pascal 3e etage 04 72 43 80 46 Insa : R. GOURDON [email protected]

M. Jean Marc LANCELIN Université de Lyon – Collège Doctoral Bât ESCPE

43 bd du 11 novembre 1918 69622 VILLEURBANNE Cedex Tél : 04.72.43 13 95 [email protected]

E.E.A.

ELECTRONIQUE,

ELECTROTECHNIQUE, AUTOMATIQUE

http://edeea.ec-lyon.fr

Sec : M.C. HAVGOUDOUKIAN [email protected]

M. Gérard SCORLETTI Ecole Centrale de Lyon 36 avenue Guy de Collongue 69134 ECULLY

Tél : 04.72.18 60.97 Fax : 04 78 43 37 17 [email protected]

E2M2

EVOLUTION, ECOSYSTEME, MICROBIOLOGIE, MODELISATION http://e2m2.universite-lyon.fr

Sec : Safia AIT CHALAL Bat Atrium- UCB Lyon 1 04.72.44.83.62 Insa : S. REVERCHON [email protected]

Mme Gudrun BORNETTE CNRS UMR 5023 LEHNA

Université Claude Bernard Lyon 1 Bât Forel 43 bd du 11 novembre 1918 69622 VILLEURBANNE Cédex

Tél : 06.07.53.89.13 e2m2@ univ-lyon1.fr

EDISS

INTERDISCIPLINAIRE SCIENCES-

SANTE

http://www.ediss-lyon.fr

Sec : Safia AIT CHALAL Bat Atrium – UCB Lyon 1 04 72 44 83 62 Insa : [email protected]

Mme Emmanuelle CANET-SOULAS INSERM U1060, CarMeN lab, Univ. Lyon 1 Bâtiment IMBL

11 avenue Jean Capelle INSA de Lyon 696621 Villeurbanne Tél : 04.72.68.49.09 Fax :04 72 68 49 16 [email protected]

INFOMATHS

INFORMATIQUE ET

MATHEMATIQUES http://infomaths.univ-lyon1.fr

Sec :Renée EL MELHEM Bat Blaise Pascal 3e etage [email protected]

Mme Sylvie CALABRETTO LIRIS – INSA de Lyon

Bat Blaise Pascal 7 avenue Jean Capelle 69622 VILLEURBANNE Cedex Tél : 04.72. 43. 80. 46 Fax 04 72 43 16 87

[email protected]

Matériaux

MATERIAUX DE LYON http://ed34.universite-lyon.fr

Sec : M. LABOUNE PM : 71.70 –Fax : 87.12 Bat. Saint Exupéry [email protected]

M. Jean-Yves BUFFIERE INSA de Lyon MATEIS Bâtiment Saint Exupéry

7 avenue Jean Capelle 69621 VILLEURBANNE Cedex Tél : 04.72.43 71.70 Fax 04 72 43 85 28 [email protected]

MEGA

MECANIQUE, ENERGETIQUE, GENIE

CIVIL, ACOUSTIQUE

http://edmega.universite-lyon.fr/

Sec : M. LABOUNE PM : 71.70 –Fax : 87.12 Bat. Saint Exupéry [email protected]

M. Philippe BOISSE INSA de Lyon Laboratoire LAMCOS Bâtiment Jacquard

25 bis avenue Jean Capelle 69621 VILLEURBANNE Cedex Tél : 04.72 .43.71.70 Fax : 04 72 43 72 37 [email protected]

ScSo

ScSo*

http://recherche.univ-lyon2.fr/scso/

Sec : Viviane POLSINELLI Brigitte DUBOIS

Mme Isabelle VON BUELTZINGLOEWEN Université Lyon 2 86 rue Pasteur 69365 LYON Cedex 07

Tél : 04.78.77.23.86 Fax : 04.37.28.04.48


mailto:[email protected]











http://edmega.universite-lyon.fr/



3

Insa : J.Y. TOUSSAINT [email protected]

[email protected]

*ScSo : Histoire, Géographie, Aménagement, Urbanisme, Archéologie, Science politique, Sociologie, Anthropologie



4

« L’oreille n’est pas faite pour entendre.

On ne dira pas que le lit et le dessin des rives sont faits pour le fleuve ?

Le son a fait l’oreille.

Etudie l’oreille pour connaitre le son, étudie l’œil pour connaitre la lumière »

R.A. Schwaller De Lubicz


5

« Lumières sur la zircone 3Y-TZP utilisée en Implantologie

Orale : étude de la relation entre la microstructure et la

durabilité »


6

Table des matières

INTRODUCTION ....................................................................................................................................... 9

PREMIERE PARTIE : LES IMPLANTS DENTAIRES EN ZIRCONE 3Y-TZP : ETAT DES CONNAISSANCES

ACTUELLES ............................................................................................................................................. 11

1.Historique des implants en céramique .................................................................................. 11

2. Origine et minéralogie de la zircone .................................................................................... 13

3. Structure cristalline de la zircone ......................................................................................... 13

4. Transformation de phase de la zircone 3Y-TZP ..................................................................... 14

4.1 Renforcement par transformation de phase........................................................................... 14

4.2 Dégradation par transformation de phase ou vieillissement .................................................. 15

5. Propriétés de la zircone 3Y-TZP............................................................................................ 17

5.1 Propriétés mécaniques ............................................................................................................ 17

5.2 Propriétés thermiques, électriques et optiques...................................................................... 19

6. La zircone 3Y-TZP en implantologie orale ............................................................................. 20

6.1 Généralités .............................................................................................................................. 20

6.2. Elaboration et mise en forme des implants dentaires en zircone ......................................... 23

6.3 Géométrie ................................................................................................................................ 24

7. Comportement des implants en zircone 3Y-TZP dans l’environnement biologique à court

terme ..................................................................................................................................... 26

7.1 Réactions d’adsorption ............................................................................................................ 26

7.2 Adsorption d’eau et d’ions de la matrice extracellulaire ........................................................ 26

7.3 Adsorption de protéines de la matrice extracellulaire ............................................................ 26

7.4 Réactions d’adhésion cellulaire ............................................................................................... 26

7.5 Réaction tissulaire : l’ostéointégration.................................................................................... 26

7.6 Synthèse des études cliniques réalisées sur les implants en zircone ...................................... 29

8. Comportement des implants dentaires en zircone 3Y-TZP dans l’environnement biologique à long

terme : étude de la durabilité .................................................................................................... 30

8.1 Résistance mécanique des implants en zircone 3Y-TZP ........................................................... 30

8.2 Influence vieillissement des implants dentaires en zircone 3Y-TZP sur leur durabilité ............ 31

9. Conclusion de la première partie ............................................................................................ 32

10. Références bibliographiques de la première partie............................................................. 32

DEUXIEME PARTIE : ETUDE DU MECANISME DE VIEILLISSEMENT ET DE SES EFFETS SUR LA

RESISTANCE MECANIQUE ...................................................................................................................... 37

1 Introduction ........................................................................................................................ 37

2. “Low temperature degradation and reliability of one-piece ceramic oral implants with a

porous surface” ...................................................................................................................... 38


7

2.2 Introduction ............................................................................................................................. 38

2.3 Materials and Methods ........................................................................................................... 40

2.4 Results ..................................................................................................................................... 42

2.5 Discussion ................................................................................................................................ 49

2.6 Conclusions .............................................................................................................................. 51

2.7 Acknowledgments: .................................................................................................................. 51

2.8 Réferences bibliographiques de la deuxième partie ............................................................... 51

TROISIEME PARTIE: DEVELOPPEMENT D’UN PROTOCOLE D’EVALUATION POUR LES IMPLANTS

DENTAIRES EN ZIRCONE ........................................................................................................................ 53

1. Introduction........................................................................................................................ 53

2. “A new testing protocol for zirconia dental implants” .......................................................... 53

2.1 Abstract ................................................................................................................................... 53

2.2 Introduction: ............................................................................................................................ 53

2.3 Materials and method ............................................................................................................. 55

2.4 Results ..................................................................................................................................... 57

2.5 Discussion ................................................................................................................................ 66

2.6 Conclusion ............................................................................................................................... 68

2.7 Acknowledgements ................................................................................................................. 69

3. Apport du FIB à la quantification du phénomène de vieillissement ....................................... 69

3.1 Objectif .................................................................................................................................... 70

3.2 Matériel et méthode ............................................................................................................... 70

3.3 Résultats : Caractérisation de l’implant Zir-Roc ..................................................................... 75

3.4 Discussion ................................................................................................................................ 78

3.5 Conclusion ............................................................................................................................... 80

4 References bibliographique de la troisième partie ................................................................ 80

QUATRIEME PARTIE: MISE EN EVIDENCE DU PHENOMENE DE VIEILLISSEMENT IN VIVO .................... 83

1 Introduction ........................................................................................................................ 83

2 “Study of a type of 3Y-TZP zirconia dental implant presenting in vivo accelerated aging” ....... 83

2.1 Abstract ................................................................................................................................... 83

2.2 Introduction ............................................................................................................................. 84

2.3 Materials and methods ........................................................................................................... 85

2.5 Discussion ................................................................................................................................ 95

2.6 Conclusion ............................................................................................................................... 96

2.7 Références bibliographiques de la 4ème partie ...................................................................... 97

CINQUIEME PARTIE : CONCLUSION ....................................................................................................... 99

ANNEXES .............................................................................................................................................. 101


8

1.Table des figures ................................................................................................................. 101

2. Table des tableaux ............................................................................................................. 103


9

INTRODUCTION

En réponse à une demande esthétique de plus en plus exigeante et face à certains débats concernant

l’innocuité des biomatériaux métalliques, l’approche « sans métal » prend une place importante dans

la thérapeutique odontologique. Les reconstructions « tout céramique » rencontrent un franc succès

auprès des patients et des praticiens, mais pouvons-nous étendre en toute sécurité cette approche «

sans métal » à l’implantologie orale ?

Pour l’application en implantologie orale, la zircone 3Y -TZP semble être un matériau extrêmement

prometteur: elle allie une biocompatibilité à un aspect esthétique satisfaisant et présente aussi des

propriétés mécaniques très supérieures aux autres céramiques. Ces bonnes propriétés mécaniques

sont intimement liées à la microstructure du matériau, elle-même directement liée aux procédés

d’élaboration comme nous l’a rappelé l’alarmante série de ruptures de plus de 800 têtes de

prothèses de hanche en zircone au début des années 2000, et cela quelques années voir quelques

mois seulement après implantation. Cet épisode nous a montré que les procédés de fabrication de la

zircone devraient être parfaitement maitrisés avant l’utilisation à des fins thérapeutiques.

Il existe actuellement dans le commerce, une dizaine de systèmes d’implants dentaires en zircone 3Y-

TZP ; chaque fabriquant développe son propre procédé d’élaboration aboutissant à une

microstructure spécifique. A ce jour, aucune étude n’a été publiée sur la relation existant entre les

microstructures des différents implants et leur durabilité ; par contre des études cliniques font

quelquefois état d’un taux d’échec important, à court terme pour certains implants dentaires.

Notre premier objectif consiste en la mise au point d’un protocole permettant l’évaluation de leur

résistance mécanique tout en prenant en compte la géométrie, la topographie de l’implant et la

direction des forces masticatoires. La stabilité microstructurale au cours du temps pourra être

également évaluée et comparée à celle de la zircone 3Y-TZP dense et polie classiquement étudiée

dans la littérature. C’est ici un objectif qui se veut pragmatique, avec dans cette optique, une grande

volonté de reproductibilité du protocole, afin de permettre l’extension voir la généralisation de son

utilisation par les chercheurs mais également par les différents acteurs du marché de l’implantologie

de la zircone, ce qui permettrait dans un premier temps de s’assurer de la fiabilité du produit fini

utilisé dans les thérapeutiques proposées aux patients.

Notre second objectif, plus fondamental, est la recherche de connaissances sur le comportement de

la zircone 3Y-TZP, en développant de nouvelles méthodes de caractérisation. Cela s’est effectué dans

le cadre d’une recherche associant une approche pluridisciplinaire, des collaborations internationales

faisant intervenir des leaders d’opinion dans ce domaine, par l’utilisation d’outils technologiques

innovants et performants et enfin par la coopération de certains acteurs du milieu industriel

concernés par cette problématique.

Tout ceci a favorisé la recherche au niveau de différentes interfaces, lieux privilégiés de genèse des

innovations.

Ce travail de thèse a été financé par l’Institut Universitaire de France dont le Pr Jérôme Chevalier est

membre depuis novembre 2009, au titre de ses travaux sur la zircone 3Y-TZP en Orthopédie ainsi que

pour son rayonnement international.


10

Ce travail de thèse a été co-encadré par le Pr Jérôme Chevalier et le Dr Laurent Gremillard du

laboratoire Mateis de l’INSA de Lyon, enrichi par l’investissement de Thierry Douillard (CLYM, Mateis)

et par nos collaborations avec le Pr Ralf J. Kohal de la faculté de chirurgie dentaire de Fribourg

(Allemagne), les Dr Guy Courbebaisse et Dr Ricarco Corredor du laboratoire Créatis, laboratoire de

traitement d’image appartenant à l’INSA de Lyon, les Dr Susanne S. Scherer et Dr Maria Catani de la

Faculté de Medecine dentaire de Genève (Suisse), le Dr Nelson R.F.A. Da Silva de la Faculté de

Chirurgie Dentaire de Minas Gerais (Brésil), le Dr Jenni Hjerppe de la Faculté de Chirurgie Dentaire de

New York (Etats-Unis).

Ce travail de thèse s’inscrit dans une des principales thématiques du laboratoire Mateis, laboratoire

de Science des Matériaux, à savoir : établir les relations existant entre paramètres d’élaboration et la

microstructure obtenue puis comprendre et prédire le comportement macroscopique du matériau

en service dans des domaines d’application très variés tels que la santé, l’aéronautique, l’énergie,

etc…

Ce travail de thèse, associant principalement des chirurgiens-dentistes et des chercheurs en Science

des Matériaux, exprime une volonté forte du laboratoire Mateis de se rapprocher du monde dentaire

et plus généralement de l’application biomédicale des matériaux, manifestant ainsi son implication

dans le domaine de la Santé, qui est aujourd’hui une des priorités nationales et européennes.

Dans une première partie, nous présentons de façon exhaustive, l’état des connaissances actuelles

sur les implants dentaires en zircone 3Y-TZP. Cette partie a été extraite d’un chapitre rédigé par

l’auteur, dans l’ouvrage : « Le traité de chirurgie maxillofaciale et d’implantologie orale » qui sera

publié très prochainement par la maison d’édition Elsevier-Masson.

Dans une deuxième partie, nous présentons, sous forme d’une publication internationale dans la

revue Dental materials, les travaux effectués sur la mise en évidence des relations existant entre le

procédé d’élaboration, la microstructure, le comportement mécanique et la sensibilité au

vieillissement à basse température (Low Temperature Degradation) pour un type donné d’implant

dentaire. Il nous semblait primordial de démontrer l’existence de ces interrelations bien connues en

sciences des matériaux mais partiellement en Implantologie Orale.

Dans une troisième partie, nous présentons le protocole développé au cours de nos travaux,

également sous forme d’une publication internationale dans la revue Dental materials. La création

d’un tel protocole à usage préclinique était essentielle au vu des taux d’échecs élevés lors de certains

essais cliniques. Ceci représente donc un intérêt pour les patients et pour les fabricants dans le but

d’optimiser leur produit avant la mise en place sur le marché.

Les conséquences du vieillissement de la zircone 3Y-TZP (LTD) sont assez bien connu en sciences des

matériaux, également en orthopédie mais ceci de façon inopinée, suite à la série de rupture des

prothèses de hanche au début des années 2000. En implantologie orale, les études cliniques publiées

ne prennent toujours pas en compte ce phénomène. L’analyse d’explants issus d’essais cliniques et

l’utilisation de technologies d’imagerie de pointe associées à un traitement numérique des images

ont permis de mettre en évidence l’occurrence de ce phénomène in vivo afin de sensibiliser les

différents acteurs sur cette problématique. C’est donc le sujet de la quatrième partie, qui est

également présentée sous la forme d’un projet de publication.

La cinquième partie représente la synthèse et la discussion des travaux menés dans le cadre de notre

thèse d’Université.


11

PREMIERE PARTIE : LES IMPLANTS DENTAIRES EN ZIRCONE 3Y-TZP : ETAT DES

CONNAISSANCES ACTUELLES

1. Historique des implants en céramique Lors de ces dernières années, les évolutions technologiques concernant les matériaux céramiques, la

demande esthétique accrue de la part des patients et la sensibilisation à la notion de

biocompatibilité ont conduit à développer des matériaux céramiques capables de répondre à la fois

au besoin d’esthétisme et aux sollicitations mécaniques inhérentes à la mastication. Désormais, il

devient possible de remplacer, dans certains cas, les traditionnelles restaurations céramo-

métalliques par des restaurations céramo-céramiques. Le domaine de l’implantologie a également

bénéficié de ces avancées.

Le grand essor de l’implantologie dentaire, telle que nous la connaissons actuellement, débute au

XXème siècle, grâce à l’avancée des techniques chirurgicales et au développement des matériaux. En

effet à cette époque, les chercheurs s’intéressent aux réactions tissulaires des différents matériaux.

En 1977, le professeur P. Bränemark décrit le phénomène d’ostéointégration avec l’utilisation du

titane [1]. Les implants en titane connaissent un grand succès et l’implantologie orale devient le «

gold standard » de la thérapeutique chirurgicale avec un taux de réussite de 96% sur 10 ans [2].

Parallèlement à cela, des recherches sont menées sur les matériaux céramiques. En 1969, le

professeur S. Sandhaus propose le premier implant en céramique plus précisément en alumine (CBS :

Crystalline Bone Screw, Suisse) (Figure1.1). Dans les années 70, d’autres implants en alumine sont

développés : l’implant Frialit 1 appelé aussi l’implant de Tübingen (Friadent, Allemagne) (Figure 1.2),

suivis des implants Sapphire en alumine monocristalline (Bioceram, Kyocera, Japon). Dans les années

1990, la zircone fait son apparition en implantologie avec l’implant Sigma (Incermed, Suisse), puis

sous la forme plus performante actuellement : la zircone 3Y-TZP obtenue par procédé HIP (Hot

Isostatic Pressing) avec les implants Z-look (Z-systems, Allemagne) (Figure 1.3) au début des années

2000 [3].

Depuis cette période, le développement industriel des implants en zircone s’est intensifié. Plusieurs

systèmes sont disponibles aujourd’hui. La production et la distribution des implants en zircone

étaient couramment assurées par des Petites et Moyennes Entreprises (PME) essentiellement

européennes. Depuis l’année 2014, le groupe suisse Straumann, leader international en dentisterie

implantaire et distributeur d’implant en titane, propose des implants en zircone qui présentent la

particularité d’être colorés dans une teinte encore plus naturelle, proche de celle de la dentine

(CIM®Implant) (Figure 1.4) .

Figure 1.1 L’implant CBS (Crystalline Bone Screw), Premier implant dentaire en céramique, élaboré en 1969 par

S. Sandhaus. [4]


12

Figure 1.2 : Implants Frialit 1 (Friadent, Allemagne) [4]

Figure 1.3 : Implant Z-LOOK (Z-Systems, Allemagne) ; Premier implant en zircone 3Y-TZP issu du procédé HIP Crédit photo : Clément Peponnet (zsystems France).

Figure 1.4: CIM®implant (Straumann®, Suisse) Implant en zircone 3Y-TZP ayant une teinte ivoire pour une adaptation encore plus naturelle.


13

2. Origine et minéralogie de la zircone La zircone (ou oxyde de zirconium) est extraite de deux minéraux naturels: la baddeleyite et le zircon

(ZrSiO4). Le zircon en est la source principale.

Le zirconium est un élément chimique, de symbole Zr et de numéro atomique 40. C'est un métal de

transition appartenant, avec le titane et le hafnium, à la colonne IVa de la classification périodique

des éléments.

La zircone a une structure polycristalline et un aspect opaque [5].

3. Structure cristalline de la zircone La cristallographie de la zircone évolue en fonction de la température. La phase stable de la zircone

pure, à basse température et jusqu’à 1170°C, est la phase monoclinique, trouvée dans la baddeleyite.

De 1170 à 2360°C, la structure cristalline est une phase quadratique (tetragonal en anglais) (Figure

1.5). Au-delà et jusqu’à son point de fusion, la zircone se présente selon une structure cubique

(fluorite). Dans le domaine des céramiques techniques, la recherche des meilleures propriétés

mécaniques restreint l’utilisation de la zircone dans sa phase quadratique. Pour retenir la structure

quadratique à température ambiante (on parle souvent de ‘stabiliser’ la zircone), il est possible

d’ajouter des oxydes de différentes natures. Les deux oxydes les plus utilisés sont l’oxyde d’yttrium

(Y2O3) et l’oxyde de cérium (CeO2). En odontologie, comme dans la plupart des applications cliniques

et industrielles, la zircone quadratique stabilisée par 3% mole d’oxyde d’yttrium (zircone 3Y-TZP) est

utilisée. Le terme de ‘stabilisation de la zircone’ par 3% molaire d’oxyde d’yttrium est un abus de

langage, car la zircone ainsi fabriquée est en fait métastable, maintenue à l’état quadratique à

température ambiante après élaboration, mais peut se transformer sous la forme stable,

monoclinique, lorsque des contraintes de tension très élevées lui sont appliquées [6].

Figure 1.5: Schéma des structures cristallographiques cubique, quadratique (ou tetragonal) et

monoclinique de la zircone, montrant la composante de cisaillement lors du passage de la forme

quadratique vers la forme monoclinique.


14

Structure cristalline Monoclinique Quadratique

Paramètres de mailles (Å)

a = 5,15 b = 5,21 c = 5,32

beta = 99,2°

a = 3,60 c = 5,18

Densité (g.cm-3) 5,8 6,09

Tableau 1.1 : Différence de paramètres entre la maille monoclinique et quadratique, expliquant

l’apparition des contraintes dans la zircone massive lors de la transformation de phase.

4. Transformation de phase de la zircone 3Y-TZP La transformation de phase de la structure quadratique vers la phase monoclinique s’accompagne

d’une composante de cisaillement, mais aussi d’une augmentation de volume significative de l’ordre

de 4% (tableau 1.1). La transformation est très rapide, quasi-instantanée (on parle de transformation

martensitique). Les différences dans les paramètres entre les structures quadratique et monoclinique

jouent un rôle essentiel dans le comportement du matériau car celui-ci est généralement utilisé sous

une forme massive très dense : le changement de forme d’un grain ou d’un groupe de grains, se

faisant par cisaillement et s’accompagnant d’une augmentation de volume, crée des contraintes dans

les grains transformés et leurs voisins

La zircone 3Y-TZP est donc métastable et tout apport d’énergie, toute contrainte peut la faire évoluer

vers son état stable, c’est-à-dire vers l’état monoclinique. Selon la nature des contraintes, les effets

sont différents et constituent une force (renforcement) ou une faiblesse (vieillissement) :

Si la contrainte est mécanique, il en résulte des effets de renforcement qui sont à l’origine

des remarquables propriétés mécaniques de la zircone 3Y-TZP,

Si la contrainte est hydro thermique (température et présence d’eau), c’est le phénomène de

dégradation à basse température qui se produit et qui est à l’origine du vieillissement de la

surface de la zircone [6].

4.1 Renforcement par transformation de phase Dans les blocs de zircone frittée, comme dans tout matériau massif, il y a des imperfections, des

défauts microscopiques inhérents à la fabrication, tels que des microfissures. Lorsque le matériau est

soumis à une contrainte, les zones défectueuses, les microfissures et plus particulièrement les zones

en fond de fissures deviennent des zones de concentration de contrainte. Si ces contraintes sont

suffisamment fortes localement, elles peuvent entraîner une propagation de fissure dans les

céramiques ‘classiques’. Dans le cas de la zircone, ces contraintes localement fortes entrainent aussi

une transformation des cristaux quadratiques situés au fond des fissures vers la forme monoclinique.

La transformation s’accompagnant d’une augmentation de volume, la transformation engendre des

contraintes de compression qui vont ralentir la propagation de la fissure. La transformation de phase

en fond de fissure conduit donc à une augmentation de la ténacité du matériau. Ce phénomène est à

l’origine des bonnes propriétés mécaniques (Figure 1.6). En effet, la zircone est la céramique de type

oxyde présentant la plus haute résistance à la rupture et la plus haute ténacité, grâce à cette

spécificité [2].

Une transformation de phase peut aussi avoir lieu en surface du matériau lors d’étapes d’usinage.

Les contraintes fortes que subit la céramique entrainent localement une transformation des grains,

une mise en compression de la surface et donc un renforcement du matériau. Les zircones usinées


15

peuvent donc présenter des contraintes à la rupture qui restent fortes, contrairement à la majorité

des céramiques [7].

Figure 1.6 : Mécanisme de renforcement de la zircone 3Y-TZP par transformation de phase.

Cependant, la taille des microfissures et leur densité sont à prendre en compte et peuvent varier

d’un fabricant à l’autre en fonction de l’optimisation du procédé d’élaboration. La zircone reste une

céramique: même si elle est plus tenace que les autres, elle reste plus sensible aux défauts

microstructuraux (pores, fissures) que les matériaux métalliques comme le titane. Les normes

internationales imposées (Normes ISO 13356 et NF EN 6872) permettent de s’assurer de la qualité du

matériau de base, c’est-à-dire du bloc de zircone totalement fritté et poli mais pas forcément du

produit fini et modifié pour l’application dentaire.

4.2 Dégradation par transformation de phase ou vieillissement

4.2.1 Définition

Le vieillissement pourrait être considéré comme le ‘revers de la médaille’ de la métastabilité de la

zircone quadratique et comme le talon d’Achille de ce matériau. La transformation de phase

nécessaire pour obtenir une céramique suffisamment résistante mécaniquement peut s’avérer

problématique dans certaines conditions, notamment si elle n’est pas suffisamment contrôlée. Le

vieillissement de la zircone se produit en surface, lorsque celle-ci est au contact de l’eau ou tout

autre solvant polaire. Au contact prolongé des molécules d’eau, les cristaux (grains) quadratiques

peuvent en effet se transformer en cristaux monocliniques. Cette transformation est d’abord

sporadique, c’est à dire qu’elle apparaît de souvent de manière non uniforme de certains grains en

surface (inversement au cas de l’usinage ou tous les grains sont transformés de manière spontanée).

La transformation s’accompagnant d’une augmentation de volume, il se produit une augmentation

de la rugosité. Les grains transformés subissent des contraintes de compression, et les voisins (ainsi

que les interfaces entre les grains) des contraintes de traction. La transformation peut alors entraîner


16

des phénomènes de micro-fissuration (Figure 1.7). Ces microfissures facilitant l’accès de l’eau en

profondeur, la transformation peut alors s’étendre ensuite en volume [8] [9].

Figure 1.7: Mécanisme de vieillissement de la zircone 3Y-TZP

Schéma représentant le mécanisme du viellissement à basse température de la zircone 3Y-

TZP (Low Temperature Degradation) par transformation de phase des grains de la surface.

4.2.2 Facteurs influençant le vieillissement

De nombreux auteurs ont mesuré l’influence de la température. Il en ressort que la vitesse de

vieillissement est maximale à 250°C et diminue de part et d’autre de cette température. Elle a

d’abord été considérée comme inopérante ou sans conséquence à température ambiante ou in vivo,

avant que quelques cas parfois malheureusement critique nous ramènent à la réalité (férules de

connecteurs optiques [10] et prothèses de hanche dans les années 2000 [11]. Chaque produit à base

de zircone doit donc être contrôlé vis-à-vis de sa stabilité en présence d’eau. Les énergies

d’activation de cette transformation de phase ont été mesurées ou peuvent être mesurées, ce qui

permet par exemple d’établir une correspondance entre le vieillissement in vivo des prothèses et les

tests accélérés au laboratoire. On considère qu’une heure de vieillissement à 134°C, ce qui

historiquement correspond à un traitement classique de stérilisation à l’autoclave, correspond

approximativement à 2 à 4 ans in vivo (à 37°C) [11]


17

La microstructure résultante du procédé d’élaboration influence grandement la cinétique de

vieillissement. Nous savons aujourd’hui que la taille des grains, l’homogénéité de la microstructure

ainsi que l’état de surface jouent un rôle prépondérant sur la vitesse de vieillissement [12, 13].

Pour leurs applications dentaires, la plupart des produits disponibles en zircone 3Y-TZP subissent un

ou plusieurs traitements de surfaces par exemple, les infrastructures pour couronnes sont souvent

traitées sablage par le prothésiste pour améliorer la liaison avec la céramique cosmétique et le

collage aux tissus dentaires ou aux autres pièces prothétiques. Les implants dentaires en zircone 3Y-

TZP sont aussi sujets au traitement de surface pour améliorer l’ostéointégration. Ces modifications

de surface peuvent modifier le comportement à long terme de la zircone et doivent être contrôlées.

De simples essais de vieillissement accélérés en autoclave sur les surfaces représentatives devraient

être réalisés systématiquement pour valider chaque traitement de surface, alors que la norme ISO

13356 ne l’impose pas [14].

5. Propriétés de la zircone 3Y-TZP

Les propriétés physiques, thermiques, chimiques et mécaniques des matériaux sont toujours reliées

à la nature des liaisons interatomiques et à leur arrangement cristallographique. Les liaisons

interatomiques dans la zircone sont des liaisons fortes, de type plutôt ionique. Ces liaisons

impliquent tous les électrons de valence des atomes, c’est-à-dire des électrons fortement liés au

réseau ce qui se traduit par un certains nombres de caractéristiques retrouvées dans les céramiques

massives.

D’un point de vue mécanique, ces liaisons fortes entrainent une rigidité importante, une dureté

élevées, et une résistance à la rupture dissymétrique en fonction du type de contraintes appliquées:

les céramiques résistent mieux en compression qu’en traction [15].

5.1 Propriétés mécaniques

5.1.1 Rigidité et plasticité

La rigidité est généralement quantifiée par le module d’Young E : il représente le rapport entre la

contrainte appliquée et la déformation mesurée. Le tableau suivant donne les valeurs des modules

d’Young de différentes céramiques utilisées dans le domaine dentaire, en comparaison à celle de

matériaux polymères (résines) ou métalliques (titane). Du point de vue de l’application, une forte

rigidité entraîne une faible déformabilité sous contrainte.

De plus, les céramiques sont dites élastiques fragiles : la déformation est proportionnelle à la

contrainte appliquée (caractère linéaire élastique), et lorsqu’on impose des contraintes supérieures à

leur résistance mécanique, les céramiques cassent de manière brutale (caractère fragile). A contrario,

lorsqu’on impose une contrainte supérieure à la limite d’élasticité, les métaux se déforment de

manière permanente avant de rompre (plasticité) [16]. On remarquera aussi, pour leur application

endosseuse, que la rigidité des céramiques est très supérieure à celle de l’os (Tableau 1.2).

Zircone 3Y-TZP

Alumine Titane Résine composite

Email Dentine Os cortical

Os spongieux

Rigidité (Gpa)

200-220 400 120 2.3-18.1 84 18 18 1.3-6.5

Tableau 1.2: Valeurs des modules élastiques traduisant le degré de rigidité de différents matériaux et

tissus.


18

5.1.2 Une dureté élevée

Une dureté élevée traduit une forte résistance à l’abrasion, ce qui est souvent un avantage (peu

d’usure). Dans le cas d’une application dentaire, il faudra cependant veiller à l’équilibre des contacts

occlusaux afin de ne pas endommager la dent antagoniste.

5.1.3 Résistance à la rupture dissymétrique

De façon générale, les céramiques sont bien plus résistantes en compression qu’en traction. On

considère qu’il y a un facteur 10 environ entre les valeurs de contraintes maximales admissible en

compression et en traction. Aussi, on cherche généralement à minimiser les zones sujettes à de la

traction dans les pièces en céramiques. L’utilisation des calculs numériques (notamment les

méthodes des éléments finis) permet de connaître le champ de contraintes dans les pièces

mécaniques. La figure 1.8 montre un exemple de calculs mené sur un implant en zircone lors d’un

test réalisé selon la norme ISO 14801. L’encastrement de l’implant dans la résine (ou dans l’os en

sollicitation in vivo) et l’inclinaison de l’implant entraîne de la flexion, et donc une zone de traction

importante au niveau de l’encastrement. Le filet entraîne des concentrations de contrainte, sa

géométrie doit être travaillée de telle sorte à minimiser les contraintes maximales. Le critère à

retenir pour une céramique est donc que la rupture fragile et brutale intervient lorsque la contrainte

maximale en traction atteint une valeur critique. La rupture intervient généralement au niveau du

premier filet au-dessus de l’encastrement. La contrainte à la rupture dépend de la céramique elle-

même (composition, structure cristalline), mais aussi de la taille des défauts préexistants dans la

pièce.

Figure 1.8 : Contraintes calculées par la méthode des éléments finis dans un implant en zircone, dans

le cadre d’un essai suivant les conditions de chargement de la norme ISO 14801. Crédit : Pierre-Yves

Prodhomme, AKEO+, projet LONGLIFE (rhttp://longlife-project.eu).

La résistance mécanique (ou contrainte maximale admissible) d’une céramique dépend

essentiellement de la taille du plus gros défaut rencontré dans la zone la plus sollicitée de la pièce. Il

peut s’agir d’une porosité, d’une fissure préexistante, d’un défaut d’usinage, d’une inclusion [17].

On montre que la contrainte à la rupture d’une céramique R est donnée en première approximation

par l’équation suivante : 𝜎𝑅 =𝐾𝐼𝐶

√𝜋×𝑎𝑐


19

où KIC est un paramètre intrinsèque à une céramique donnée, appelé facteur d’intensité de contrainte critique ou ténacité et où ac est la taille du plus gros défaut présent dans la zone la plus contrainte de la pièce. La résistance mécanique varie à l’inverse de la taille du plus gros défaut[18]. La taille de ces défauts peut varier fortement d’un procédé d’élaboration à un autre et d’un fabricant à un autre. La qualité mécanique d’une pièce tient donc directement de toutes les étapes de l’élaboration : de la composition de la poudre, du frittage, des étapes d’usinage, jusqu’aux de traitement de surface et de finition par le praticien dans le cas de pièces prothétiques (piliers). Cette sensibilité aux défauts créés à toutes étapes de la fabrication, est une spécificité des céramiques qu’il faut prendre absolument en compte, mais qui n’est pas insurmontable. Pour illustrer ceci, nous représentons schématiquement ci-dessous l’évolution de la contrainte à la rupture d’une céramique présentant une ténacité de 6 MPa√m (par exemple, zircone 3Y-TZP), en fonction du type et de la taille de défauts pouvant être rencontrés (Figure 1.9).

Figure 1.9 : Evolution de la contrainte à la rupture d’une céramique présentant une ténacité de

6 MPa√m, en fonction du type et de la taille de défauts pouvant être rencontrés.

5.2 Propriétés thermiques, électriques et optiques Généralement, les céramiques sont de mauvais conducteurs thermiques et électriques [18], cette

caractéristique explique l’absence de phénomène de corrosion galvanique ou électrochimique des

céramiques dans la cavité buccale

5.2.1 Inertie chimique

Les céramiques présentent une grande inertie chimique [18] cela découle également de leurs liaisons

interatomiques fortes : elles présentent donc une excellente stabilité chimique c’est-à-dire un

relargage ionique quasi inexistant, ce qui participe grandement à la biocompatibilité observée vis-à-

vis des cellules du parodonte et pourraient expliquer l’absence de cas d’allergie ou de sensibilité aux

céramiques à ce je jour.

5.2.2 Croissance bactérienne plus faible

Les cultures bactériennes réalisées à la surface d’échantillons de zircone et de titane de même

rugosité, révèlent, après analyses quantitatives, une colonisation bactérienne plus faible sur les

surfaces en zircone [19] entrainant une réaction inflammatoire plus faible. De nombreuses études in

vivo confirment ces résultats [20,21], les mécaniques précis menant à ces constats restent encore à

démontrer.


20

5.2.3 Aspect esthétique

Du fait de sa couleur blanche, la zircone s’intègre totalement dans la sphère buccale. De plus, la

zircone peut être colorée et certains fabricants (Straumann, CIM implant®) proposent des teintes

parfaitement adaptée à l’environnement tissulaire ce qui permet l’obtention d’un résultat esthétique

quel que soit le biotype parodontal. Ce n’est pas toujours le cas avec les implants en titane. En

revanche, les effets de la coloration sur les propriétés de durabilité de la zircone sont encore mal

connus et peu étudiés.

6. La zircone 3Y-TZP en implantologie orale

6.1 Généralités Du fait de son aspect esthétique, de sa résistance mécanique supérieure aux autres céramiques et de

sa biocompatibilité, la zircone 3Y-TZP a été placée comme la « céramique favorite » pour

l’implantologie. Elle est même perçue par certains comme l’alternative au titane. En effet, le titane

peut trouver ses limites d’un point de vue esthétique lorsque les conditions mucco-gingivales ne sont

pas optimales, c’est-à-dire : lorsque les tissus péri-implantaires sont fins, la couleur grise du métal

peut transparaître à travers ces tissus et donner un aspect inesthétique au sourire, d’autant plus

lorsque le patient présente un sourire gingival (Figure 1.10).

Figure 1.10 : Aspect inesthétique du sourire causé avec un implant en titane.

Parmi les études réalisées sur la stabilité chimique des biomatériaux utilisés en dentisterie, certaines

ont montré que le titane ne pourrait peut-être pas être considéré comme un matériau

biologiquement inerte au vue de la réactivité de la couche de passivation conduisant à un relargage

ionique chronique à l’interface os/implant, induisant une certaine cytotoxicité et des réactions de

sensibilisation chez certaines personnes [22-25].

La zircone, inerte, plus stable chimiquement que le titane, permet d’obtenir, au terme de la

cicatrisation, une ostéointégration comparable à celle du titane comme l’ont montré de nombreux

auteurs (tableau 1.3).


21

Auteurs Type d’étude

Groupe contrôle

Etat de surface du matériau étudié

Objets analysés

Durée d’observation

Méthodes d’évaluation

Conclusion

Sennerby et al. 2005 [39]

Animal Implants en titane à surface modifiée par anodisation oxydative (Ti-Unite®)

Implants en zircone à surface usinée (non modifiée) et 2 surfaces modifiées par un revêtement poreux (Zi-Unite®) de differentes porosités

Réponse du tissu osseux autour des implants en zircone

6 semaines -Analyses histologiques MEB -Mesure du contre-torque

Pas de différences significatives entre les implants titane et zircone. Tous les implants à surface modifiée présentent un contre-torque 4 à 5 fois supérieur.

Gahlert et al. 2007 [37]

Animal Implants en titane à surface modifiée par procédé SLA® (sablage+mordançage)

Implants en zircone à surface usinée (non modifiée) Et à surface modifiée par sablage


4, 8 et 12 semaines

-Mesure du contre-torque

Les modifications de surface des implants en zircone ont un effet favorable sur la résistance au cisaillement à l’interface os/implant.

Depprich et al. 2008 [42]

Animal Implants en titane à surface modifiée par traitement acide (mordançage)

Implants en zircone à surface modifiée par traitement acide (mordançage)


1, 4 et 12 semaines

-Analyses histologiques MEB -mesure du pourcentage d’apposition osseuse à l’interface os-implant

L’ostéointégration des implants en zircone est similaire à celle des implants en titane.

Hoffmann 2008 [ 36]

Animal Implants en titane à surface modifiée par sablage et traitement acide (mordançage) (Osseite®)

Implants en zircone à surface modifiée par sablage (Z-look3®)


2 et 4 semaines

- Analyses histologiques - MEB -mesure du pourcentage d’apposition osseuse à l’interface os-implant

L’apposition osseuse autour des implants en zircone est très prometteuse. Pas de différence significative avec les implants en titane.

Langhoff et al. 2008 [43 ]

Animal Implants en titane à surface modifiée par sablage et traitement acide (SPI®Element)

-Implants en zircone à surface modifiée par sablage et traitement acide (Zerafil®) -Implant zircone avec revêtement de phosphate de calcium (CaP) -Implant zircone modifié par biphosphonate et collagène I


2, 4 et 8 semaines

-Suivi micro et macro radiologique -Analyses histologiques MEB -mesure du pourcentage d’apposition osseuse à l’interface os-implant

Pas de différence significative avec les implants en titane. Les revêtements (CaP, biphosphonate et collagene I) n’apportent pas d’amélioration significative)

Lee et al. 2009 [41 ]

Animal -Implants en titane TiUnite® -Implants en zircone ZiUnite®

Implants en zircone à surface poreuse (ZiUnite®) modifié chimiquement par dépôt de CaP nanostructuré.


3 et 6 semaines

Mesure du pourcentage d’apposition osseuse à l’interface os-implant

Les surfaces TiUnite® et ZiUnite® apportent d’excellents niveaux d’ostéointégration, pas de différence significative entre les 2 types de surface. Les dépôts de CaP nanostructuré, n’apportent pas d’amélioration significative.

Calvo-guirado et al, 2013 [44 ]

Animal Implant en zircone à surface sablée (White Sky®)

Implant en zircone à surface sablée (White Sky®) modifiée par laser femto-second au niveau du col implantaire ou sur toute la longueur

Réponse du tissu osseux

1 et 3 mois -Evaluation de la stabilité de l’implant (Periotest®) -Mesure du pourcentage d’apposition osseuse à l’interface os-implant

La modification de surface au laser femto-second augmente significativement la stabilité de l’implant et l’apposition d’os au contact de l’implant.

Tableau 1.3 : Synthèses des études effectuées sur la capacité d’ostéointégration de la zircone 3Y-TZP.

Le domaine d’application de la zircone en implantologie constitue encore un marché peu développé.

Prenons comme exemple, le système Z System, avec l’implant Z-Look, pionnier de l’implantologie

basée sur la zircone 3Y-TZP. Plus de 27000 implants ont été vendu dans le monde depuis 2004, selon


22

le fabricant. Ces chiffres sont à mettre en relations avec les 1,7 millions d’implants en titane posés en

2007 aux Etats-Unis [26].

Il existe aujourd’hui une dizaine de systèmes d’implants en zircone 3Y-TZP commercialisés. D’autres

sont en projet et font l’oeuvre d’études cliniques et de laboratoire très approfondies, sous formes de

prototypes avant leur mise sur le marché, comme les implants ZiUnite® (Nobel Biocare, Suède) ou les

implants en zircone Irène® du système Southern Implants (Afrique du Sud).

Les systèmes d’implants en zircone 3Y-TZP disponibles à ce jour sont présentés dans le tableau 1.4.

Noms Fabricants Diamètres disponible

s (mm)

Technique de mise en

forme Géométrie

Etat de surface de la partie endosseuse

Axis Implant® Axis Biodental SA,

Suisse 4

Injection/ moulage

Monobloc

2 pièces

Surface rugueuse obtenue par traitement du moule

(Technique de mise en forme par injection-moulage)

CeraRoot Implant®

Oral Iceberg, Espagne

3,5 / 4,1 / 4,8 / 6

/6,5

Usinage en préfritté

Monobloc Traité à l’acide (Ice surface®)

CIM Implant® Straumann®AG,

Suisse 4,1

Injection/ moulage

Monobloc Traitement acide

Denti Circonium Root ®

The Denti System Ltd., Hongrie

NR Monobloc 2 pièces

Sablé puis traité à l’acide

Easy-Kon® General Implants,

Liechtenstein 4.3 /5.0/

6.0 NR 2 pièces

Omnis® Creamed, Allemagne

3.5 / 4.5 Injection/ moulage

Monobloc 2 pièces



Sigma Quatro® Incermed SA,

Suisse 3,4 / 3,6/

4,2 NR 2 pièces

White Implants®

White Implants Development Corp,

Hollande 4/5/6

Injection/ moulage

2 pièces



White Sky® Bredent Medical,

Allemagne 3.5 /4.0/

4.5 usinage Monobloc Sablé

Zeramex T® DentalPoint, Suisse NR usinage 2 pièces Sablé puis traité à l’acide

(Zerafil® surface)

Z-Evo® Z-Systems, Allemagne

3.6 /4.0/ 5.0

Usinage Monobloc 2 pièces

Sablé puis modifié au laser (SLM®)

Ziraldent® Metoxit, Allemagne 3/4/5/7 Usinage Monobloc Surface microporeuse

Procédé breveté Zircapore®

Zir-Roc® Paris Implant,

France 3.25 / 4.25

/ 5.55 Usinage Monobloc Sablé

Zit-Z Zit-Varioz

Ziterion Allemagne 3.5 /4.0/

5.0 Usinage

Monobloc 2 pièces

Sablé

Tableau 1.4: Implants dentaires en zircone 3Y-TZP disponibles actuellement.


23

6.2. Elaboration et mise en forme des implants dentaires en zircone La mise en forme des implants dentaires en zircone 3Y-TZP est généralement réalisée par usinage

d’un cylindre de zircone de façon identique aux autres pièces utilisées dans la restauration dentaire.

Les étapes de fabrication sont donc les suivantes :

1) Formulation de la poudre

Celle-ci est réalisée par le fabricant, et on trouve généralement des poudres prêtes à l’emploi.

2) Compaction de la poudre (mise en forme), par pressage (uniaxial ou isostatique). Le pressage

isostatique (dans lequel la poudre est contenue dans un moule souple et étanche plongé dans un

liquide mis ensuite sous pression) permet généralement une meilleure homogénéité et une

meilleure densité de la céramique crue. Les pressions appliquées sont de l’ordre de quelques

centaines de MPa.

3) Frittage. Le traitement thermique de la céramique est réalisé à des températures de l’ordre de

1400°C à 1500°C.

4) HIP (Hot Isostatic Pressing) qui correspond à un pressage sous pression de gaz à haute

température (typiquement dans la gamme 1400°C-1500°C) pour diminuer le taux de porosité au

maximum.

5) Blanchiment (ré-oxydation nécessaire après HIP, sous air, aux alentours de 1000°C)

6) Usinage par Computer Assisted Design – Computer Assisted Machining (CAD-CAM)

7) Nettoyage-Contrôle qualité-conditionnement-stérilisation.

Quelques systèmes implantaires (Implant Axis®, Axis Biodental SA, Suisse ; Omnis® Creamed,

Allemagne) ont opté pour une autre technique de mise en forme : la mise en forme par injection-

moulage où la poudre de zircone est mélangée avec un liant polymérique thermoplastique, afin

d’obtenir les propriétés rhéologiques appropriées pour l’injection. Le mélange est ensuite injecté

sous pression dans un moule afin d’obtenir une ébauche ayant la morphologie de l’implant, mais

avec à des dimensions supérieures. L’étape de frittage à haute température, permet l’élimination des

liants polymériques (déliantage) et la consolidation de la pièce, menant à l’obtention d’un implant

aux dimensions et morphologies souhaitées, après la rétraction volumique (de l’ordre de 50%).

Cette technique présente des avantages à plusieurs points de vue : premièrement, elle permet la

production rapide et en série de pièces en céramique ayant des formes complexes, ce qui

permettrait, si cette technique est généralisée, de diminuer le coût de la thérapeutique implantaire

tout céramique. De plus, c’est une technique de mise en forme bien adaptée aux matériaux

céramiques qui supportent mal la mise en forme par usinage, ce dernier générant d’importantes

contraintes et des défauts à la surface de la pièce (comme on l’a vu dans la section 4.1, cet avantage

est à relativiser dans le cas spécifique de la zircone).

Un avantage supplémentaire et non négligeable qu’apporte cette technique est la possibilité de créer

des surfaces rugueuses, en traitant chimiquement ou physiquement la paroi interne du moule. Cette

méthode permet donc de créer des textures, des motifs, des surfaces rugueuses favorables à

l’ostéointégration sans que l’implant subisse les traitements de surface chimiques ou physiques

généralement employés et qui peuvent altérer les propriétés mécaniques s’ils ne sont pas

parfaitement maitrisés.


24

6.3 Géométrie

6.3.1 L’Implant en 1 pièce : l’implant monobloc

La grande majorité de ces implants sont conçus sous forme d’implant « monobloc », c’est-à-dire en

une seule pièce, le pilier étant associé à la partie endosseuse filetée. Cette géométrie présente un

avantage mécanique et également biologique pour la stabilité des tissus péri-implantaires.

Cependant, cette forme nécessite les compétences d’un opérateur aguerri en implantologie orale,

pour un positionnement tridimensionnel optimal sur l’arcade ainsi que pour la modification

rigoureuse et précise de la silhouette du pilier, celle-ci se faisant directement au fauteuil par fraisage.

Cette forme implique également, l’utilisation de solutions de protection du site d’implantation

pendant toute la durée d’ostéointégration afin d’éviter une mise en charge immédiate ou précoce.

Certains fabricants (Z Systems, par exemple) proposent des gouttières de protection ou encore des

prothèses provisoires évidées afin d’éviter toutes sollicitations mécaniques (Figure 1.11).

Figure 1.11 : Solutions de protection utilisée pendant la phase de cicatrisation. Prothèse amovible

évidée en regard de l’implant à droite et gouttière de protection à gauche. (D’après Lambrich M,

Iglhaut G. Vergleich, 2008)

6.3.2 L’implant en 2 pièces

Certains systèmes proposent des implants en 2 pièces (Tableau 1.5). Cette forme rend la planification

similaire au traditionnel système d’implants en titane. Cependant, les études menées sur leur

résistance mécanique sont très rares, la fiabilité de l’adhésion des pièces en céramique et l’usinage

d’un filetage interne dans une céramique sont des challenges.

Certains fabricants proposent des piliers adaptés aux implants en zircone, constitués de matériaux

moins rigides que la zircone. Le but recherché est de créer un ensemble moins rigide, capable d’une

certaine adaptation aux contraintes, capable d’une certaine déformabilité, compte tenue de la

rigidité de l’assemblage des pièces en céramique. Par exemple, pour les systèmes en 2 pièces, le

système Axis Biodental (Suisse) propose des piliers en PEEK (polyétheréthercétone). Le PEEK est un

polymère semi-cristallin de haute performance ayant une rigidité 50 fois plus faible que la zircone ; le

système White Implants Development Corp (Hollande) propose, quant à lui, des piliers en fibres de

verre (Tableau 1.6).

Il est, en effet, justifié de rechercher une certaine souplesse de l’ensemble implant/pilier car

l’absence de ligament parodontal provoque un transfert plus direct et plus traumatogène des

contraintes occlusales au corps de l’implant, puis au tissu osseux environnant [27].

La surcharge du système pilier/implant peut donc mener à l’échec implantaire : à la perte de l’os de

soutien, à la rupture des composants du système ou à une combinaison des deux phénomènes [28].


25

Nom Fabricant Diamètres disponibles (mm)

Type de connexion

Pilier

Axis Implant® Axis Biodental SA, Suisse

4,0 connexion hexalobé interne, avec filetage interne

Pilier en PEEK

Easy-Kon® General Implants Liechtenstein

4,3 /5,0 / 6,0 Connexion interne non filetée

Pilier en Zircone 3Y-TZP

Omnis® Creamed, Allemagne 3,5 / 4,5

Connexion interne non filetée


White Implants® White Implants Development Corp, Hollande

4,0/5,0/6,0 connexion trigonale interne, sans filetage

Pilier en fibre de verre

Zeramex T® DentalPoint, Suisse NR Connexion interne collée (Zeraglu®)


Zit-Varioz® Ziterion, Allemagne 3,5 / 4,0 / 5,0 connexion interne collé


Z-Evo® Z-Systems, Allemagne 3,6 / 4,0 / 5,0 connexion interne collée


Sigma Quatro® Incermed SA, Suisse 3,4 / 3,6 / 4,2 connexion trigonale interne, avec filetage


Tableau 1.5 : Systèmes implantaires proposant des implants dentaires 3Y-TZP en 2 pièces.

Zircone 3Y-TZP

Fibres de verre

PEEK Résine

Composite Email Dentine

Os corticale

Os spongieux

Module d’Young (GPa)

200-220

80 3,5-4 2,3-18,1 84 18 18 1,3-6,5

Tableau 1.6: Valeurs des modules d’élasticité traduisant le degré de rigidité de différents matériaux et

tissus.


26

7. Comportement des implants en zircone 3Y-TZP dans l’environnement biologique à

court terme

7.1 Réactions d’adsorption La zircone, et le titane pur ou allié, implantés dans l’os, sont capables d’interagir avec les tissus

environnants grâce à des mécanismes d’adsorption qui se produisent dès les premières minutes.

C’est par leur couche de passivation, constituée majoritairement de dioxyde de titane, que les

implants en titane interagissent avec les éléments de la matrice extracellulaire. La zircone, elle, est

entièrement constituée d’oxydes (oxyde de zirconium), et possède également cette capacité

d’interagir avec les éléments de la matrice extracellulaire par un phénomène d’adsorption :

adsorption d’eau, d’ions et de protéines.

7.2 Adsorption d’eau et d’ions de la matrice extracellulaire L’adsorption d’eau à la surface de la zircone, spécifiquement sur certains types cristallographiques de

surfaces, conduit à la formation de radicaux hydroxyles (R-OH) en surface [28] ce qui peut favoriser

dans un deuxième temps l’adsorption d’ions calcium et phosphate. Lors de tests in vitro, il est

montré que ces ions se concentrent en surface, précipitent en phosphate de calcium puis

s’organisent sous forme d’apatite similaire à celle du minéral osseux. La croissance de l’apatite en

surface, n’est pas un phénomène exclusif aux oxydes de titane et de zirconium. En effet, tous les

oxydes forment des groupements hydroxyle en surface lorsqu’ils sont immergés dans un milieu

aqueux [29,30].

7.3 Adsorption de protéines de la matrice extracellulaire Par la suite, des protéines telles que l’ostéocalcine, l’ostéopontine, la sialoprotéine osseuse et la

fibronectine sont également adsorbées à la surface du matériau, elles influent sur la croissance

cristalline de l’apatite et sur l’adhésion des ostéoblastes à la surface implantaire. Par exemple,

l’ostéopontine favorise la cohésion entre le tissu et l’implant, tandis que la sialoprotéine osseuse

favorise la nucléation du minéral osseux [31-34].

7.4 Réactions d’adhésion cellulaire De nombreuses études ont mis en évidence la capacité d’adhésion, de prolifération et de

différenciation des cellules ostéoblastiques à la surface de la zircone, ceci par la formation de contact

focaux et de façon similaire aux implants en titane [35].

Par ailleurs, des cultures bactériennes réalisées à la surface d’échantillons de zircone et de titane de

même rugosité, révèlent, après analyses quantitatives, une colonisation bactérienne plus faible sur

les surfaces en zircone [19]. De nombreuses études in vivo confirment ces résultats [20,21].

7.5 Réaction tissulaire : l’ostéointégration Les essais in vivo, sur différents modèles animaux, ont permis de valider la capacité

d’ostéointégration de la zircone après l’implantation dans un tissus osseux. Ce phénomène a été

évalué de façon qualitative d’une part, par des analyses microscopiques de coupes histologiques [35-

37] et d’autre part, de façon quantitative, par mesure de l’ancrage mécanique et plus précisément du

contre-torque après un temps déterminé de cicatrisation [38,39]. L’ostéointégration peut être

également quantifiée par mesure du pourcentage d’apposition osseuse à l’interface os-implant [40-

42].

Toutes ces études montrent que l’ostéointégration des implants en zircone ne présente pas de

différence significative par rapport à celle des implants en titane et montrent que le facteur


27

déterminant de l’ostéointégration pour ces deux matériaux est l’état de surface. En effet, de

nombreuses études ont été réalisées sur l’ostéointégration de la zircone, les principaux types de

traitement de surface de la zircone ont été testés en comparant avec le titane et toutes les études

s’accordent sur le fait que les surfaces rugueuses favorisent l’ostéointégration (tableau 1.3).

La zircone est donc un matériau hautement biocompatible et favorable à l’ostéointégration au même

titre que le titane.


28


29

7.6 Synthèse des études cliniques réalisées sur les implants en zircone Au vu de nombreux avantages en termes de résultats esthétiques, de comportement biologique et

mécanique, la zircone 3Y-TZP est un matériau prometteur en implantologie orale mais l’implication

des systèmes actuellement commercialisés dans les études cliniques reste faible [45].

En effet, des études cliniques portant seulement sur 4 systèmes ont été publiés à ce jour sur les 14

systèmes mis en vente : ce sont les systèmes Z-Systems (Allemagne) [46-50] Ceraroot (Espagne)

[51,52], Bredent Medical (Allemagne) [53-57] et Ziterion (Allemagne) [58]. Z-Systems comptabilise le

plus grand nombres d’études réalisées (5), suivi du Système Céraroot, qui comptabilise le plus grand

nombre d’implants testés (948) mais un manque d’objectivité pourrait leur être reproché du fait de

l’implication des fabricants dans la réalisation de ces études (toutes les études publiées sur les

implants Ceraroot® étant réalisées par les concepteurs et distributeurs du système). Le système

Zitérion est le seul à avoir réalisé des études cliniques sur des implants en 2 pièces.

Le niveau de preuve globale de toutes ces études cliniques reste faible, ce sont la plupart du temps

des études rétrospectives. La comparaison avec des implants en titane de géométrie identique (1

pièce) n’est toujours pas faite. Les précisions sur les critères de sélection et d’exclusion des patients,

les données concernant les sites d’implantation, les dimensions des implants, les modes de

cicatrisation (recours à des techniques de régénération osseuse, mode de mise en charge) et sur les

critères de réussite du traitement ne sont pas toujours révélées. Ces points permettraient dans un

premier temps de donner les indications et les limites d’utilisation des implants en zircone, afin de

guider la pratique clinique qui est déjà existante. Les données bibliographiques montrent que les

fabricants de Z-Systems et Bredent Medical ont publié les études cliniques ayant les niveaux de

preuves les plus élevés mais la comparaison avec des implants en titane de même géométrie fait

toujours défaut.

Pour les implants en zircone, les études cliniques affichent des taux de réussite qui s’étalent de 74% à

97% sur des périodes d’observation de 1 à 5 ans. Malgré un taux de réussite encourageant, des

progrès sont encore à fournir sur le niveau de preuves et sur les durées d’observation des études,

celle-ci doivent en effet être prolongées pour avoir l’assurance de la fiabilité à long terme des

implants dentaires en zircone, vis-à-vis du comportement au vieillissement et de la résistance

mécanique. A noter que de simples études expérimentales pré-cliniques comprenant des analyses

microstructurales, des essais de rupture et de vieillissement artificiel et ceci, réalisés directement sur

les implants (et non sur des échantillons standardisés (comme des barres ou des disques polis),

comme le recommande la Norme ISO 13356), apporteraient de précieuses informations sur le

comportement mécanique et la durabilité de chaque type d’implant.

Certains auteurs ont bien compris la nécessité de guider, de cerner l’utilisation d’implants en zircone,

en d’autres termes, d’éduquer les praticiens désirant adopter cette « nouvelle implantologie » [46,

59-61]. En effet, la réussite de ce type de traitement passe par une sélection rigoureuse des patients

(principalement : la réhabilitation des régions antérieures chez les patients ayant un biotype fin, le

type d’occlusion et le positionnement de l’implant), par l’utilisation d’un système implantaire

reconnu et éprouvé par les normes actuelles et les études expérimentales pré-cliniques mentionnées

ci-dessus.

De plus, le positionnement tridimensionnel optimal d’implants monoblocs requiert les compétences

professionnelles d’un opérateur aguerri en implantologie orale.


30

8. Comportement des implants dentaires en zircone 3Y-TZP dans l’environnement

biologique à long terme : étude de la durabilité

8.1 Résistance mécanique des implants en zircone 3Y-TZP Le comportement mécanique d’un implant dentaire en zircone dépend des caractéristiques de la

microstructure et de la géométrie obtenue au terme du procédé de fabrication. Les conditions

cliniques dans lesquelles les implants vont être sollicités mécaniquement influencent également la

durabilité.

8.1.1 Influence de la microstructure de l’implant sur sa durabilité

Les relations existant entre la microstructure et la durabilité de la zircone 3Y-TZP ont largement été

étudiées en sciences des matériaux [62,63] mais ces études n’ont pas été systématiquement

étendues aux implants en zircone 3Y-TZP où la microstructure interne et la topographie peuvent

varier d’un fabricant à l’autre.

8.1.2 Influence de la situation clinique de l’implant sur sa durabilité

Le positionnement tridimensionnel de l’implant dans l’arcade dentaire, mais aussi la charge occlusale

reçue lors de la mastication, lors du serrage interarcade, influencent aussi le comportement

mécanique de l’implant.

Ainsi, Sevila et coll. [64] montrent que l’angulation d’un implant (Z-Look®) de 15° par rapport à l’axe

d’application de la charge occlusale diminue la résistance à la rupture de 32% ; une angulation de 30°

diminue la résistance de 78%. La résorption osseuse autour de l’implant, ou cratérisation, a un

également un impact important sur la résistance à la rupture en augmentant l’effet de bras de levier.

Ainsi, les mêmes auteurs montrent qu’une résorption osseuse de 3 mm diminue de 10% la résistance

à la rupture. Cette étude montre également que ce type d’implant supporte des charges de 400N

pendant 1 million de cycles qui représentent 5 années de fonctionnement in vivo. Les auteurs

concluent que cette résistance à la rupture est acceptable pour la réhabilitation des secteurs

antérieurs mais reste limitée pour les régions postérieures.

Les forces maximales de serrage s’étalent de 250 à 400 N dans le secteur postérieur, et de 140 à 170

N dans le secteur antérieur. Les forces normales de mastication sont comprises entre 110 et 125N

dans les régions postérieures et entre 60 à 75N en antérieur [65]. Dans une étude in vitro de

simulation de mastication, Andreiotelli 2009 et coll. [66] montrent également que les implants en

zircone testés ont une résistance mécanique acceptable pour la réhabilitation des secteurs

antérieurs, mais restent limités pour les régions postérieures. Ces mêmes auteurs attirent l’attention

sur les risques de fragilisation de l’implant lors de la préparation du pilier.

Certains auteurs insistent sur l’existence d'un « diamètre critique » pour un type d’implant donné (Z-

Look®, ZSystems) en dessous duquel l’incidence de fracture est élevée. Ainsi, dans une étude clinique

rétrospective, Galhert et coll. [46] signale un taux de fracture de 10% après 3 ans de fonctionnement

in vivo, et déconseille l’utilisation d’implant de diamètre inférieur à 3,5 mm. Ce diamètre critique doit

être déterminé à l’avance, pour chaque type d’implant, en fonction des propriétés intrinsèques du

matériau utilisé, de la géométrie et de l’état de surface. Des études pré-cliniques de type essais

mécaniques associés aux calculs numériques par la méthode des éléments finis permettent à l’heure

actuelle d’obtenir ces données.


31

Dans une autre étude clinique, les auteurs analysent le comportement mécanique d’implants en

zircone servant pour l’ancrage d’une réhabilitation maxillaire totale. Les mêmes essais sont réalisés

avec des implants en titane de géométrie identique. Le taux de réussite est de 90,9% pour les

implants en zircone alors qu’il est de 95,8% pour les implants en titane. En conclusion, les auteurs

déconseillent l’utilisation de ce type d’implants en zircone (système Southern Implants, Afrique du

Sud) pour supporter une réhabilitation maxillaire totale [60]. Les autres systèmes implantaires

doivent également donner les indications précises, les limites d’utilisation de leurs implants en

s’appuyant sur des études publiées. Par ailleurs, Osman et al [61] déconseillent la mise en place

d’implant en zircone dans un os de forte densité.

Dans toutes les études relatives à la résistance mécaniques des implants en zircone 3Y-TZP, la durée

d’observation n’excède pas 5 ans pour des études in vitro par technique de simulation de mastication

[62,66] ou des études cliniques [46, 60, 61].

Le recul est donc très faible pour recommander leur utilisation clinique quotidienne. Cependant,

constatant l’existence de cette activité en réponse à la demande grandissante de réhabilitation sans

métal, nous suggérons une attention particulière pour le choix de l’implant (système implantaire

éprouvé, état de surface contrôlée, diamètre adapté) ainsi que sur les critères de sélection et

d’exclusion des patients pour ce type de réhabilitation (réhabilitation des régions antérieures, type

d’occlusion, positionnement de l’implant). Comme pour toutes les pièces en céramique, les

retouches doivent se faire de façon rigoureuse pour ne pas créer de défauts susceptibles de fragiliser

la pièce.

Enfin, la conception des pièces (leur design), notamment au niveau des zones de fortes contraintes

(notamment filets) doit respecter certaines règles et tenir compte de la spécificité des céramiques

vis-à-vis du risque de rupture. Le design des implants en céramique ne peut pas être copié

directement de celui d’implants en titane du fait du caractère fragile des céramiques.

8.2 Influence vieillissement des implants dentaires en zircone 3Y-TZP sur leur durabilité

8.2.1 influence du vieillissement sur l’intégrité de l’interface os-implant.

Etant constamment au contact des fluides biologiques, l’implant ostéointégré est susceptible de subir

le phénomène de vieillissement pendant lequel la microfissuration de la surface pourrait affecter la

stabilité de l’interface os-implant.

Il n’y a pas d’étude traitant de ce risque, de plus, les périodes d’observation des études cliniques

portant sur les implants en zircone n’excèdent pas 5 ans, ce qui reste limité pour l’observation des

éventuels effets du vieillissement

8.2.2 Influence du vieillissement sur la résistance mécanique

Couramment, le phénomène de vieillissement est associé à une diminution des propriétés

mécaniques du fait de la microfissuration accompagnant la transformation de phase [67]. Rares sont

les études menées sur les implants à ce jour.


32

9. Conclusion de la première partie

Cette synthèse bibliographique, extraite du chapitre « Les céramiques dans le traitement

implantaire » du « Traité de chirurgie maxillofaciale et d’implantologie orale », allie pour la première

fois, les connaissances acquises sur la zircone 3Y-TZP en tant que matériau, à celles des spécificités

de son application en implantologie orale.

Elle met en lumière le manque d’études sur les interrelations existant entre la microstructure, le

comportement mécanique et le phénomène de vieillissement in vitro et in vivo des implants en

zircone 3Y-TZP.

10. Références bibliographiques de la première partie

[1] Brånemark PI. Osseointegration and its experimental background. J Prosthet Dent 1983 ; 50 (3) :

399-410.

[2] Karoussis I K, Salvi GE, Heitz-Mayfield LJA, Brägger U, Hämmerle CHF, Lang NP. Long-term implant

prognosis in patients with and without a history of chronic periodontitis: a 10-year prospective

cohort study of the ITI® Dental Implant System. Clin Oral Implants Res 2003;14(3): 329-39.

[3] Piconi C, Condo SG, Kosmač T. Alumina- and zirconia-based ceramics for load-bearing

applications. In: Advanced Ceramics for Dentistry. Ed by Shen J, Kosmač T. Amsterdam : Elsevier ;

2014 : 219-53.

[4] Piconi C, Rimondini L. Cerroni L. La zirconia in odontoiatria. Elsevier Masson, Milano (2008)

[5] Laurent Gremillard. Relations microstructure-durabilité dans une zircone biomédicale. THESE

INSA Lyon, 2002, 181p

[6] S. Deville. Etude des mécanismes de renforcement et de dégradation des céramiques

biomédicales à base de zircone: du macroscopique au nanoscopique. Contribution de la microscopie

à force atomique. THESE INSA Lyon, 2004. 255 p

[7] Chevalier, Jérôme-Jean-Marie. Etude de la propagation des fissures dans une zircone 3Y-TZP pour

applications biomédicales/ Thèses Doctorat Lyon/INSA, 1996. 167 p.

[8]Chevalier J. What future for zirconia as a biomaterial? Biomaterials 2006; 27 (4) : 535–43.

[9] Lawson S. Environmental degradation of zirconia ceramics. J Eur Ceram Soc 1995 ; 15 (6) : 485-

502.

[10] Lance MJ, Vogel EM, Reith LA, Cannon WR. Low‐temperature aging of zirconia ferrules for

optical connectors. J Am Ceram Soc 2001 ; 84(11) : 2731-3.

[11] Chevalier J, Gremillard L. Ceramics for medical applications: A picture for the next 20 years. J Eur

Ceram Soc 2009 ; 29(7) : 1245-55.

[12] Lughi V, Sergo V. Low temperature degradation -aging- of zirconia: a critical review of the

relevant aspects in dentistry. Dent Mater 2010 ; 26 (8) : 807-20


33

[13] Borchers L, Stiesch M, Bach FW, Buhl JC, Hübsch C, Kellner T, Kohorst P, Jendras M. Influence of

hydrothermal and mechanical conditions on the strength of zirconia. Acta Biomater 2010 ; 6 (12) :

4547-52.

[14] Sanon C, Chevalier J, Douillard T, Kohal RJ, Coelho PG, Hjerppe J, Silva NRFA. Low temperature

degradation and reliability of one-piece ceramic oral implants with a porous surface. Dent Mater

2013; 29 (4): 389-97.

[15] Chevalier J, Loh J, Gremillard L, Meille S, Adolfson E. Low-temperature degradation in zirconia

with a porous surface. Acta Biomater 2011 ; 7 (7) : 2986-93.

[16] Ashby M, Jones RH, Brechet Y, Courbon J, Dupeux M. Matériaux 2, Microstructure et mise en

oeuvre. Paris : Edition Dunod ; 1991

[17]Baïlon JP, Dorlot JM. Des matériaux. Montréal : Edition Presses Internationales Polytechniques ;

2003.

[18] Callister WD. Sciences et génie des matériaux, 5ème édition. Paris: Dunod ; 2001.

[19]Scarano A, Piattelli M, Caputi S, Favero GA, Piattelli A. Bacterial adhesion on commercially pure

titanium and zirconium oxide disks: an in vivo human study. J Periodontol 2004; 75 (2): 292-6.

[20]Rimondini L, Cerroni L, Carrassi A, Torricelli P. Bacterial colonization of zirconia ceramic surfaces:

an in vitro and in vivo study. Int J Oral Maxillofacial Implants 2002; 17 (6) : 793-8.

[21]Degidi M, Artese L, Scarano A, Perrotti V, Gehrke P, Piattelli A. Inflammatory infiltrate,

expression, and proliferative activity in peri-implant soft tissues around titanium and zirconium oxide

healing caps. J Periodont 2006; 77 (1): 73-80.microvessel density, nitric oxide synthase expression,

vascular endothelial growth factor

[22]Okazaki Y, Gotoh E. Comparison of metal release from various metallic biomaterials in vitro.

Biomaterials 2005; 26 (1): 11-21.

[23]Vamanu CI, Hol PJ, Allouni ZE, Elsayed S, Gjerdet NR. Formation of potential titanium antigens

based on protein binding to titanium dioxide nanoparticles. Int J Nanomedicine 2008; 3 (1): 69-74.

[24]Virtanen S, Milošev I, Gomez-Barrena E, Trebše R, Salo J, Konttinen YT. Special modes of

corrosion under physiological and simulated physiological conditions. Acta Biomater 2008; 4 (3): 468-

76.

[25]Sedarat C, Harmand MF, Naji A, Nowzari H. In vitro kinetic evaluation of titanium alloy

biodegradation. J Periodontal Res 2001; 36 (5): 269-74.

[26]Babbush CA, Hahn JA, Krauser JT, Rosenlicht JL. Dental implants: the art and science. Maryland

Heights: Saunders/Elsevier; 2011.

[27] Le Gall MG, Lauret JF. La fonction occlusale: implications cliniques. Paris: Editions CdP ; 1998.

[28] Hanawa, T. Surface modification of metallic biomaterials. Materia Japan 1998; 37(10): 853-5.

[29] Kokubo T, Kim HM, Kawashita M. Novel bioactive materials with different mechanical properties.

Biomaterials 2003; 24 (13) : 2161-75.

[30] Hao L, Lawrence J. On the role of CO2 laser treatment in the human serum albumin and human

plasma fibronectin adsorption on zirconia (MGO-PSZ) bioceramic surface. J Biomed Mater Res A

2004; 69 (4) : 748-56.


34

[31] Nanci A, Wuest JD, Peru L, Brunet P, Sharma V, Zalzal S, McKee MD. Chemical modification of

titanium surfaces for covalent attachment of biological molecules. J Biomed Mater Res 1998; 40 (2) :

324-35.

[32] Raffaelli L, Rossi Iommetti P, Piccioni E, Toesca A, Serini S, Resci F, Missori M, De Spirito M,

Manicone PF, Calviello G. Growth, viability, adhesion potential, and fibronectin expression in

fibroblasts cultured on zirconia or feldspatic ceramics in vitro. J Biomed Mater Res A 2008 ; 86 (4) :

959-68.

[33] Milleding P, Carlén A, Wennerberg A, Karlsson S. Protein characterisation of salivary and plasma

biofilms formed in vitro on non-corroded and corroded dental ceramic materials. Biomaterials 2001 ;

22 (18) : 2545-55.

[34] Rosengren Å, Pavlovic E, Oscarsson S, Krajewski A, Ravaglioli A, Piancastelli A. Plasma protein

adsorption pattern on characterized ceramic biomaterials. Biomaterials 2002; 23 (4) : 1237-47.

[35] Depprich R, Ommerborn M, Zipprich H, Naujoks C, Handschel J, Wiesmann HP, Kübler NR, Meyer

U. Behavior of osteoblastic cells cultured on titanium and structured zirconia surfaces. Head Face

Med 2008; 4: 29.

[36]Hoffmann O, Angelov N, Gallez F, Jung RE, Weber FE. The zirconia implant-bone interface: a

preliminary histologic evaluation in rabbits. Int J Oral Maxillofac Implants 2008 ; 23 (4) : 691-5.

[37]Gahlert M, Gudehus T, Eichhorn S, Steinhauser E, Kniha H, Erhardt W. Biomechanical and

histomorphometric comparison between zirconia implants with varying surface textures and a

titanium implant in the maxilla of miniature pigs. Clin Oral Implants Res 2007 ; 18 (5) : 662-8.

[38]Gahlert M, Roehling S, Sprecher CM, Kniha H, Milz S, Bormann K. In vivo performance of Zirconia

and titanium implants: a histomorphometric study in mini pig maxillae. Clin Oral Implants Res 2012 ;

23 (3) : 281-6.

[39]Sennerby L, Dasmah A, Larsson B, Iverhed M. Bone tissue responses to surface modified zirconia

implants: a histomorphometric and removal torque study in the rabbit. Clinical Implants Dentistry

and Related Research 2005 ; 7 (Suppl 1) : S13-20.

[40]Rocchietta I, Fontana F, Addis A, Schüpbach P, Simion M. Surface-modified zirconia implants:

tissue response in rabbits. Clin Oral Implants Res 2009 ; 20 (8) : 844-50.

[41]Lee J, Sieweke JH, Rodriguez NA, Schüpbach P, Lindström H, Susin C, Wikesjö UM. Evaluation of

nano-technology-modified zirconia oral implants: a study in rabbits. J Clin Periodontol 2009 ; 36 (7) :

610-7.

[42]Depprich R, Zipprich H, Ommerborn M, Naujoks C, Wiesmann HP, Kiattavorncharoen S, Lauer HC,

Meyer U, Kübler NR, Handschel J. Osseointegration of zirconia implants compared with titanium: an

in vivo study. Head Face Med 2008 ; 4 : 30.

[43] Langhoff JD, Voelter K, Scharnweber D, Schnabelrauch M, Schlottig F, Hefti T, Kalchofner K, Nuss

K, Von Rechenberg B. Comparison of chemically and pharmaceutically modified titanium and zirconia

implant surfaces in dentistry: a study in sheep. Int J Oral Maxillofac Surg 2008 ; 37 (12) : 1125-32.

[44]Calvo-Guirado JL, Perez-Albacete Martínez C, Negri B, Delgado-Ruíz RA, Ramirez-Fernández P.,

Mate-Sánchez JE, Abooud M, Gargallo albiol J, Satorres Nieto M. Mechanical, histological and

histomorphometric evaluation of modified by femtosecond laser zirconia implants versus titanium

implants. An experimental study in dogs at three months. J Osseointegr 2013 ; 5(2):19-26.


35

[45] Depprich R, Naujoks C, Ommerborn M, Schwarz F, Kübler NR, Handschel J. Current findings regarding zirconia implants. Clin Implant Dent Relat Res 2014 ; 16 (1) : 124-37. [46] Gahlert M, Burtscher D, Grunert I, Kniha H, Steinhauser E. Failure analysis of fractured dental

zirconia implants. Clin Oral Implants Res 2012 ; 23 (3) : 287-93.

[47]Blaschke C, Volz U. Soft and hard tissue response to zirconium dioxide implants - a clinical study

in man. Neuro Endocrinol Lett 2006 ; 27 (Suppl 1) : 69–72.

[48]Mellinghoff J. Erste klinische Ergebnisse zu dentalen Schraubenimplantaten aus Zirkonoxid. Z

Zahnärztl Impl 2006 ; 22 (4) : 288-93.

[49]Lambrich M, Iglhaut G. Vergleich der Überlebensrate von Zirkondioxid- und Titanimplantaten.

Zeitschrift für Zahnärztliche Implantologie 2008 ; 24 : 182-91.

[50]Cannizzaro G, Torchio C, Felice P, Leone M, Esposito M. Immediate occlusal versus non-occlusal

loading of single zirconia implants. A multicentre pragmatic randomized clinical trial. Eur J Oral

Implantol 2010 ; 3 (2) : 111-20.

[51]Oliva J, Oliva X, Oliva JD. One-year follow-up of first consecutive 100 zirconia dental implants in

humans: a comparison of 2 different rough surfaces. Int Journal Oral Maxillofac Implants 2007 ; 22

(3) : 430-5.

[52]Oliva J, Oliva X, Oliva JD. Five-year success rate of 831 consecutively placed zirconia dental

implants in humans: a comparison of three different rough surfaces. Int J Oral Maxillofac Implants

2010 ; 25 (2) : 336-44.

[53]Aydin C, Yilmaz H, Ata SO. Single-tooth zirconia implant located in anterior maxilla. A clinical

report. N Y State Dent J 2010 ; 76 (1) : 30-3.

[55]Borgonovo AE, Arnaboldi O, Censi R, Dolci M, Santoro G. Edentulous jaws rehabilitation with

yttrium-stabilized zirconium dioxide implants: two years follow-up experience. Minerva Stomatol

2010 ; 59 (7-8) :381-92.

[56]Borgonovo A, Censi R, Dolci M, Vavassori V, Bianchi A, Maiorana C. Use of endosseous one-piece

yttrium-stabilized zirconia dental implants in premolar region: a two-year clinical preliminary report.

Minerva Stomatol 2011 ; 60 (5) : 229-41.

[57]Payer M, Arnetzl V, Kirmeier R, Koller M, Arnetzl G, Jakse N. Immediate provisional restoration of

single-piece zirconia implants: a prospective case series - results after 24 months of clinical function.

Clin Oral Implants Res 2013 ; 24 (5) : 569-75.

[58]Nevins M, Camelo M, Nevins ML, Schupbach P, Kim DM. Pilot clinical and histologic evaluations

of a two-piece zirconia implant. Int J Periodontics Restorative Dent 2011 ; 31 (2) : 157-63.

[59]Kohal RJ, Knauf M, Larsson B, Sahlin H, Butz F. One-piece zirconia oral implants: 1 year results

from a prospective cohort study. 1. Single tooth replacement. J Clinical Periodontol 2012 ; 39 (6) :

590-7.

[60] Osman RB, Swain MV, Atieh M, Ma S, Duncan W. Ceramic implants (Y-TZP): are they a viable

alternative to titanium implants for the support of overdentures? A randomized clinical trial. Clin Oral

Impl Res 2013 Oct 10


36

[61]Osman RB, Ma S, Duncan W, De Silva RK, Siddiqi A, Swain MV. Fractured zirconia implants and

related implant designs: scanning electron microscopy analysis. Clin Oral Impl Res 2013 ; 24 (5) : 592-

7.

[62] Kosmac T, Oblak C, Jevnikar P, Funduk N, Marion L. The effect of surface grinding and

sandblasting on flexural strength and reliability of Y-TZP zirconia ceramic. Dent Mater 1999 ; 15 (6) :

426-33.

[63] Chintapalli RK, Marro FG, Jimenez-Pique E, Anglada M. Phase transformation and subsurface

damage in 3Y-TZP after sandblasting. Dent Mater 2013 ; 29 (5) : 566-72.

[64] Sevilla P, Sandino C, Arciniegas M, Martínez-Gomis J, Peraire M, Gil FJ. Evaluating mechanical

properties and degradation of YTZP dental implants. Mater Sci Eng C 2010 ; 30 (1) : 14-9.

[65] Fontijn-Tekamp FA, Slagter AP, Van Der Bilt A, Van ’T Hof MA, Witter DJ, Kalk W, Jansen JA.

Biting and chewing in overdentures, full dentures, and natural dentitions. J Dent Res 2000 ; 79 (7) :

1519-24.

[66] Andreiotelli M, Kohal RJ. Fracture strength of zirconia implants after artificial aging. Clin Implant

Dent Relat Res 2009 ; 11 (2) : 158-66.

[67] M. Cattani-Lorente, S.S. Scherrer, S. Durual, C. Sanon, T. Douillard, L. Gremillard, J. Chevalier, A.

Wiskott, Effect of different surface treatments on the hydrothermal degradation of a 3Y-TZP ceramic

for dental implants, Dental Materials, Volume 30, Issue 10, October 2014, Pages 1136-1146, ISSN

0109-5641


37

DEUXIEME PARTIE : ETUDE DU MECANISME DE VIEILLISSEMENT ET DE SES

EFFETS SUR LA RESISTANCE MECANIQUE

1 Introduction Il s’agit ici d’étudier les relations existant entre le procédé d’élaboration, la microstructure, le

comportement mécanique, la sensibilité au vieillissement à basse température (Low Temperature

Degradation) et ses effets sur la résistance mécanique pour un type donné d’implant dentaire.

Comme on l’a vu dans la section 8.1.2 de la première partie, dans toutes les études relatives à la

résistance mécaniques des implants en zircone 3Y-TZP, la durée d’observation n’excède 5 ans pour

aucune étude in vitro par technique de simulation de mastication ni pour aucune étude clinique.

Le recul est donc très faible pour recommander leur utilisation clinique quotidienne vis-à-vis du

comportement au vieillissement et de la résistance mécanique. Des essais de rupture associés au

vieillissement artificiel réalisés directement sur les implants (et non sur des échantillons standardisés

(comme des barres ou des disques polis), comme le recommande la Norme ISO 13356),

apporteraient de précieuses informations sur le comportement mécanique et la durabilité de chaque

type d’implant.

Les analyses rigoureuses de la microstructure d’implants neufs puis d’implants vieillis à différentes

durées pourraient contribuer à la compréhension du mécanisme de vieillissement pour un type

d’implant donné. C’est ce que nous avons réalisé pour un lot particulier d’implants en zircone à

revêtement poreux. Les résultats de cette étude ont été publiés en février 2013 dans la revue Dental

Materials volume 29, numéro 4, page 389-97


38

2. “Low temperature degradation and reliability of one-piece ceramic oral implants

with a porous surface”

1.1 Abstract

Low temperature degradation of zirconia (3Y-TZP) oral implants and its effect on fatigue reliability is

poorly documented.

Objective: The aim of this investigation was to follow the aging process occurring at the surface of

implants exhibiting a porous coating and to assess its influence on their mechanical (fatigue)

properties.

Methods: Tetragonal to monoclinic transformation (t–m) was evaluated during accelerated aging

tests up to 100 h in autoclave (134 ◦C, 2 bars) by X-ray diffraction (XRD) and focused ion beam (FIB).

A series of implants were steam-aged for 20 h before fatigue testing. Such temperature–time

conditions would correspond roughly to 40 years in vivo. The aged specimens and a non-aged control

group were step-stress fatigued until failure or survival.

Results: The evolution of XRD surface monoclinic content was slow, i.e. 16% and 35% for 20 and

100 h respectively. However, FIB revealed a significant transformation, initiated at the interface

between the porous layer and the bulk, preferentially growing towards the bulk. FIB is therefore

better indicated than XRD to follow aging in such implants. Higher average fatigue strength (aged

1235 N versus non-aged 826 N) and reliability levels were observed for the 20 h aged group.

Significance: After aging for durations compatible with clinical use, 3Y-TZP with porous surface

presented higher fatigue performance. This is in contrast to previous studies where loss of strength

due to aging was often reported. Generalizations must therefore be avoided when considering aging

of zirconia dental products and every new material/process combination should be tested before

drawing conclusions.

Keywords Dental implants, zirconia, transformation, reliability, fatigue, surface modification, cracks, Focused Ion Beam

2.2 Introduction

Yttria-doped Tetragonal Zirconia Polycrystal (Y-TZP) was introduced as an implant biomaterial (femoral heads) in orthopedics over 30 years ago, because of its high fracture toughness and strength [1]. The orthopedic application was, however, abandoned after 15 years of use, after a series of catastrophic failures in specific batches manufactured with a new process [2]. In contrast, zirconia is increasingly used in dental applications. It is due to its excellent strength and toughness, but also undoubtedly due to its aesthetical properties, its biocompatibility and its ability to be manufactured by CAD/CAM procedures [3]. Dental zirconia is mainly found in the form of yttria-stabilized zirconia crowns, bridges and abutments and several companies are developing zirconia implants as an alternative to the standard biomedical grade titanium. The in vivo studies on microbial colonization on titanium and zirconia discs showed that zirconia is gathering less plaque on the surface


39

compared to titanium [4, 5]. Previous in vivo and in vitro experiments on zirconia implants showed desirable osseointegration, cell metabolism and soft tissue response [6, 7]. Zirconia may be preferred to titanium in some cases, when the grayish color of titanium implants is perceived through a thin gingiva, causing some aesthetic drawbacks [8]. At last, many patients also ask for completely metal-free dental reconstructions. However, zirconia is a complex material because it is meta-stable at room temperature [9]. On one hand, its excellent mechanical properties (the best of oxide ceramics) are due to the transformation of metastable tetragonal grains to the monoclinic phase under stress (for example in the vicinity of a crack). It is accompanied by a volume expansion and induces compressive stresses, which may hinder crack propagation. This phenomenon is known as phase transformation toughening. On the other hand, this meta-stability leads to a possible transformation of grains in contact with water (or body fluids) with time. This phenomenon is often referred as Low Temperature Degradation (LTD) or aging. Aging is a progressive tetragonal to monoclinic transformation at the surface triggered by water molecules, which often results in surface modification (roughening) and micro cracking [10] and thereby potentially decreasing the device physicochemical and mechanical properties. Tetragonal to monoclinic phase transformation proceeds most rapidly at temperatures of 200 – 300 °C. However, aging may occur also in vivo, as it was clearly observed for femoral heads in orthopaedics [10]. The experience of zirconia in this field gave some important indications on how aging may proceed, the potential impact of the transformation and the conditions by which it may be triggered. The transformation proceeds from the surface in contact with water to the bulk of the material. The kinetics by which the transformation occurs is highly dependent on process conditions and resulting microstructure. Without indicating strict limits, it is for example accepted that large grain size (due to high sintering temperatures) generally triggers the transformation, while open porosity (due to incomplete sintering or the presence of large pores) helps water to diffuse towards greater depth [9]. Aging did occur in vivo for a large number of hip joint heads, processed under several conditions. The consequence of aging for hip joint heads was either a progressive increase of surface roughness (and grain pull out) with time after some years or even more dramatic events like fractures in the case of Prozyr® heads processed under specific conditions (sintering in a tunnel furnace leading to open porosities) [9,10]. Most of the research on zirconia dental ceramics today focused on mechanical properties of the devices [11], their fatigue resistance [12] and surface modifications that could enhance bone in-growth [13-15]. This is particularly the case of oral implants, where a direct contact with bone is present. The search for better implant-bone integration has led researchers and companies to develop methods to increase surface roughness and/or to create micro-porosity. Among them, we may cite sandblasting [13], chemical-etching [14], spray drying of a bioactive phase or coating by a porous zirconia layer [15]. All these surface modifications may have a positive effect on bone apposition and bone in-growth, but also could lead to a modification of the stability of the tetragonal phase under humid atmosphere. One should also keep in mind that the zirconia used today in dentistry (3Y-TZP) is the same as that used for orthopaedics years ago, therefore exhibiting the same dependency against process variations. The only variation is the addition of 0.25 wt% of alumina, which is believed to limit the kinetics of aging (www.tosoh.com/Products/basic_grades.htm). There is no report available so far on the coupling between aging and fatigue resistance of oral implants, while this is the case in vivo: oral implants are indeed in contact with body


40

fluids and constantly subjected to cyclic loading conditions during mastication. Thus, the aim of the present work was study in detail how aging proceeds in oral implants exhibiting a porous coating and how aging could affect their fatigue resistance.

2.3 Materials and Methods

2.3.1 Implants description

Nobel Biocare (Göteborg, Sweden) provided the experimental implants, with 4.3 mm in diameter and 17 mm in length. The implants were processed from a bio-medical grade 3% mol Yttria-stabilized Zirconia spray-dried powder (Tosoh TZ-3Y SB-E, Tokyo, Japan), by cold isostatic pressing and sintering-hot isostatic pressing technologies. The “E‟ grade in “SBE‟ means that a small amount (0.25 wt. %) of alumina is added to the powder in order to decrease the sensitivity of zirconia to aging. The “E‟ grade is the one commonly used today for the process of dental products. A porous surface was then achieved by coating the endosseous part of the implants with a slurry containing zirconia powder and a pore former (patent application SE03022539-2). Further sintering of the sample yielded to the burn off of the pore former and to a porous surface. Sintering of the porous surface was performed on an already dense, sintered implant cylinder. According to the producer, the presence of the coating resulted in a rough and porous surface of 10-15 microns thickness. The Sa was measured in a prior work, being of 1.24 μm [16].

2.3.2 Accelerated aging tests and aging kinetics

Aging kinetics was evaluated by performing accelerated aging tests on a series of 3 specimens in water steam at 134°C, under 2 bars pressure for 5 hour runs, up to 100 hours. It has been reported from our previous records that one hour at 134°C would roughly correspond to 2 years at 37°C [10].

2.3.3 Follow up of t-m transformation of the porous coating by X-Ray Diffraction:

Monoclinic content was measured at the surface of the porous part of the implants by an X-

ray diffraction (XRD) technique (CuK radiation) in a mode ( ) on a

Brüker D8 Advance (Brüker, Karlsruhe, Germany) instrument (scan speed of 0.2°/min and a step size of 0.02°). Monoclinic content was then calculated by using the formalism given by Garvie and Nicholson [17]:

(1) Where Xm is the integrated intensity ratio, Im(h k l) is the area of the (h k l) peak of the monoclinic phase and It(h k l) is the area of the (h k l) peak of the tetragonal phase. The experimental volume content of monoclinic phase f was then determined with:

(2)

2 2q Î 27° - 33°[ ]

Xm =I

m 111( )+ I

m 111( )

Im 111( )

+ Im 111( ) + I

t 101( )

f =1.311 ´ Xm

1+ 0.311 ´ Xm


41

2.3.4 Focus Ion beam investigations

Dual Beam Focus Ion Beam (FIB) – Scanning Electron Microscopy (SEM) experiments were performed on both non-aged and aged implants, to obtain 3 dimensional (3D) insights into the microstructural features of the coating and the bulk and to follow indepth the effects of aging. Acquisitions were made in the endosseous part of the implants, at the thread tips. FIB/SEM imaging was performed using a FIB/SEM workstation (NVision 40; Carl Zeiss Microscopy GmbH, Oberkochen, Germany) combining a SIINT zeta FIB column (Seiko Instruments Inc. NanoTechnology, Japan) with a Gemini column. In brief, the FIB uses a liquid metal ion source of Ga+ ions accelerated between 2 and 30 keV that are focused to the surface to cut slices of materials. SEM images are taken simultaneously with the electron beam. FIB/SEM therefore produces two dimensional image datasets suitable for the reconstruction of microstructures in three dimensions. Three-dimensional analysis using FIB tomography is essentially a two-step process. After acquisition of the raw data as described above, this dataset is taken offline for further processing and 3D visualization. FIB leads to the production of a stack of assumed equidistant cross sections through the analyzed volume. The subsequent image processing workflow can link slices fine alignment, data cropping, image filtering, segmentation/threshold operations, morphological operations, labeling, quantification and visualization. Image processing operations were carried out using the software Fiji (http://fiji.sc/wiki/index.php/Fiji), developed at the National Institutes of Health (Bethesda, USA).

2.3.5 Mechanical testing

Forty-eight implants were fatigue tested. The implants were first separated in two groups: - Group NON-AGED (n=24): This group represented the as-received implants. - Group AGED (n=24): The ceramic implants in this group were aged at 134 °C for 20 hours, under 2 bars pressure prior to mechanical testing. All implants were embedded in polymethacrylate acrylic resin (PMMA – Orthodontic Resin, Dentsply, Milford, DE, USA) at 30o angulation with respect to the vertical axis (ISO 14801 standard) to mimic the clinical situation of an implant in the jawbone. The top two threads of the implants were left exposed according to the ISO standard. Three specimens of each group were tested with a single load to failure (SLF) method. A single load was applied to the specimens with the same test system configuration as employed for cyclic load testing (EnduraTEC ELF 3300 with mouth-motion module, BOSE EnduraTEC Division, Minnetonka, MN, US). The remaining specimens were exposed to various step-stress fatigue profiles based upon the mean data obtained from SLF. Each implant was tested for failure or survival to maximum of 250,000 cycles. Fatigue failure was defined as the fracture of the implant, a load drop of > 20% or a displacement exceeding a defined limit. The step-stress failure/survival data was analyzed with reliability software (Alta Pro, Reliasoft, Tucson, AZ, US). The Weibull modulus two-sided 90% confidence intervals were calculated using the Fisher Matrix method. For the parameters calculated in the present study, the 90% confidence interval range was calculated as follows: IC = E(G) ± Zα (Var(G)) (3)


42

where IC is the confidence bound (CB), E(G) is the mean estimated reliability for the mission calculated from Weibull statistics, zα is the z value concerning the given IC level of significance, and Var(G) is the value calculated by the Fisher Information matrix. Failed specimens underwent to fractographic inspection. Failure surfaces were observed with visual and light microscope techniques (polarized light stereomicroscope, 3D specular reflection microscope) and scanning electron microscope - SEM. Micrograph images of the surface were inspected for evidence of crack evolution in an attempt to visualize crack initiations and direction of propagation. Specimens experiencing load drops or exceeding the stroke limits with no obvious cracks had crack detection dye applied (Spotcheck, Magnaflux Jr, IL, USA).

2.4 Results

2.4.1 Microstructural features of the as-received implants

Figure 2.1 shows a typical FIB 3D reconstruction and one selected FIB cross-section taken with a Backscattered Electron (BSE) mode at the surface of an implant (top of a thread). The coating consists of a porous zirconia layer of 10-15 μm, as claimed by the producer. The BSE mode enabled the observation of the different grains because of the crystallographic orientation contrast. For both, the coating and the bulk, the grain boundaries appear straight, with no evidence of twining which would have been a sign of a transformation from tetragonal to the monoclinic phase. There were no cracks visible, neither in the bulk material, nor in the coating. Due to the process (sintering of the porous layer at the surface of an already fully sintered implant), a grain size difference was observed, with a mean grain size of 0.78 μm in the bulk material and 0.47 μm in the coating. Energy Dispersive Spectroscopy (EDS) analysis showed that the darker grains, which were visible in the FIB slices, were alumina grains. This was consistent with the fact that the biomedical grade Tosoh TZ3Y-SB-E contains 0.25 wt% alumina, and showed that a significant part remained as isolated alumina grains.


43

Figure 2.1: (a) Focused Ion Beam 3D reconstruction of an implant surface (top of a thread) showing the polycrystalline nature of the material (orientation contrast) and the porosity of the surface coating. Parameters of the volume: Volume: 18 x 11 x 4 μm³, Voxel size: 10 x 10 x 10 nm³. (b) FIB-Slice cross-section. Note the different grain size in the porous layer (sintered once) and the bulk (sintered twice). Pores appear in black.

The result of contrast segmentation is shown in Figure 2.2 for a volume of 40µ × 30µ × 15 μm. The volume content of the porosity inside the coating obtained from this image analysis is estimated to be 74 %, with an interconnection ratio of 0.99. These results indicated that all pores were interconnected, allowing access of any fluid from the surface of the coating to the bulk of the implant. Some isolated pores were present in the bulk material. Those isolated pores represented a volume fraction of 0.05 %, showing a good sintering of the bulk. Alumina grains occupied 0.15 vol% of the bulk.

(a)

(b)

Porous layer

Bulk material


44

Figure 2.2: Image analysis obtained by contrast segmentation of a FIB reconstruction. Interconnected porosity (in the porous coating) is in red, closed pores (in the bulk, underneath the porous coating) in blue, and alumina grains in green.

2.4.2 Aging kinetics followed by XRD

Figure 2.3 represents the evolution of XRD monoclinic fraction versus aging duration at 134°C in the autoclave. A slow variation is noted, from 0% for the as-received implants to less than 5% monoclinic fraction after 5 hours, 16% after 20 hours, and 35% after 100 hours. The variation of XRD monoclinic content with time is compared to a previous work on dense, orthopedic grade 3Y-TZP [18].


45

Figure 2.3: Evolution of XRD monoclinic fraction versus aging duration at 134°C in autoclave (●), compared to previous work (Chevalier et al. [18]) on a dense 3Y-TZP (○). Inserts represent the depth of the monoclinic layer as observed by FIB.

1.4.3 Microstructural features of the aged implants

Figure 2.4 shows typical FIB cross-sections taken at the surface of two implants (top of the thread similar to the non-aged sample) aged for 20 hours or for 100 hours. A number of grains exhibited a modified contrast with evidence of twining of the grain boundaries, due to the transformation from tetragonal to the monoclinic phase. It is interesting to note that almost no grains were transformed in the porous coating after 20 hours, while a layer of 2-3 μm was transformed in the bulk, just underneath the porous layer. After 100 hours of aging, the transformed layer reached 10 μm, and cracks were clearly visible. Again, it has to be mentioned that the porous coating was almost not transformed and that the transformation, which started just underneath the porous coating, was penetrating into the bulk.


46

Figure 2.4: FIB cross-sections taken from the surface of an implant aged for 20 hours (a) and 100 hours (b). The three inserts of Figure 5b show the different contrasts observed in the untransformed areas and in the transformed zone (twining of the grains).


47

Figure 2.5 shows the result of an image segmentation of a 3D stack, in which cracks were isolated from other micro-structural features like pores or alumina grains of the bulk material. Micro-cracks appeared isolated (no interconnection) and of small dimensions in the case of aging for 20 hours, while they were numerous and generalized in the transformed zone below the coating when aging duration reached 100 hours. The transformation depth observed by FIB is given on Figure 3 for two aging durations: 20 hours and 100 hours.

Figure 2.5: 3D FIB reconstruction of the implant aged for 20 hours (a) and 100 hours (b), after an image segmentation highlighting micro-cracks (in green).

2.4.4 Mechanical Testing

The step-stress use level probability Weibull plot and summary statistics at 1000 N load are presented in Figure 2.6. The step-stress accelerated fatigue permits estimates of reliability or unreliability at a given load level. The calculated reliability (Table 1) with 90% confidence intervals for a mission of 100,000 cycles at 700 N and 1000 N showed that the cumulative damage of aged samples from loads of 700-1000 N would lead to 94-99% implant survival compared to 6-40 % for the non-aged group.

(a) 20 hours of aging (b) 100 hours of aging


48

Figure 2.6: (a) Risk of failure (Unreliability) as a function of number of cycles for 1000 N load (Use stress 90% CB), for non-aged (black circles) and aged (blue circles) implants. (b) Survival probability versus load for non-aged (black circles) and aged (blue circles) implants.


49

Mission of 100,000 cycles

Output

Non-Aged700N Non-Aged 1000N Aged 700N Aged 1000N

Upper

0.58 0.23 0.99 0.72

Reliability

0.40 0.06 0.99 0.94

Lower 0.21 0.00 0.94 0.16

Table 2.1: Reliability for a mission of 100,000 cycles at 700 and 1000 N Load. Ceramic implant groups were defined as aged and non-aged.

The mean Beta (β) values and associated upper and lower bounds derived from use level probability Weibull calculation (probability of failure versus number of cycles) were <1.2 for both groups. These values indicated that fatigue was not an accelerating factor only for failures of both groups. The β (called the Weibull shape factor) describes failure rate changes over time where β < 1: failure rate is decreasing over time, commonly associated with “early failures” or failures that occur because of egregious flaws; beta ~ 1: failure rate that does not vary over time, associated with failures of a random nature; beta > 1: failure rate is increasing over time, associated with failures related to damage accumulation. Beta values were 0.80 and 0.16 for the Aged and Non-aged groups respectively. The load-at-failure data after completion of cycles for each sample were then used to calculate a probability Weibull distribution. As presented in Figure 6, the aged group presented a higher characteristic strength compared with the non-aged. The characteristic strength (η) was η = 1235 N for the aged group and η = 826 N for the non-aged group. Overall, the results indicated that the aging process performed in this investigation (i.e. for a duration of 20 hours) enhances the fatigue response of the zirconia implants.

2.5 Discussion

2.5.1 On the use of dual-beam FIB/SEM for the characterization of zirconia implants

Traditional sectioning and polishing of bulk samples for SEM inspection is difficult and tedious and may lead to surface deterioration. Recently, the dual-beam focused ion beam microscope enabled the three-dimensional characterization of materials on a routine base. However, according to our knowledge, FIB tomography has never been used to characterize zirconia oral implants, and their microstructural evolution (t-m transformation) after aging. FIB cross sectioning associated with BSE imaging allowed us to determine grain size at different locations of the implant (bulk or porous coating) and to discriminate the tetragonal from the monoclinic nature of each grain after a certain degree of aging. Such BSE images allowed at the same time to evaluate the presence of micro-cracks, even of very small dimensions. 3D-reconstruction gave additional information on the interconnectivity of a given phase. In the case of these implants, important quantitative outputs were obtained about the porosity content and interconnection of the porous coating, and about the micro-crack network associated to the transformation. Such information was necessary to


50

understand the behavior of these specific implants versus aging. The evolution of XRD monoclinic content versus time was apparently low, and much lower than previously published kinetics on the same material [18]. Without any further analysis, one could have argued that the present implants exhibited a slow transformation after 20 or even after 100 hours. However, the volume fraction obtained by XRD is an average integrated volume fraction on the penetration depth of the X-Rays. In dense zirconia, the penetration depth of the X-Rays is of 5 μm (calculations with AbsorbDX software, DIFFRACplus BASIC Evaluation Package, Bruker, Karlsruhe, Germany). For a zirconia ceramic with 26 % density – as it is with the porous coating the penetration depth of the X-Rays is calculated to be 15 μm. FIB experiments showed that the tetragonal to monoclinic transformation occurred generally not in the coating area but underneath, below the interface coating – bulk material. Since the XRD penetrates only between 5 – 15 μm into the material and the coating itself has a thickness of 10 – 15 μm, XRD was unable to characterize properly the transformation rate features throughout the bulk of the implant below the coating. In other words, XRD data only would lead to a strong underestimation of the transformation in the bulk material. Alone, as it is often conducted in most of studies, XRD is not able to capture all the features of the t-m transformation occurring at or near the surface of zirconia implants. Therefore, as FIB/SEM is becoming an accessible tool in materials science, we urge the community to utilize such technique in the panoply of techniques to investigate t-m transformation in zirconia. The transformation started at the interface between the porous coating and the bulk, and propagated into the bulk. Such observations are easily explained by the larger grain size of the zirconia grains in the bulk, and by the fact that large grains at the interface are in contact with water thanks to the interconnected porosity of the coating.

2.5.2 On the mechanical performances of aged zirconia implants

There was evidence that the zirconia implants of the present study possessed higher fatigue resistance and strength after 20 hours aging. This is in apparent contrast with the common thinking that the t-m transformation associated to aging decreases the strength of zirconia by producing a micro-crack zone. However, some previous reports showed that substantial degree of transformation did not lead necessarily to a decrease in strength [19] or even led to a substantial increase in strength and/or reliability [20,21]. The outstanding review performed by Piconi and Maccauro more than 10 years ago on orthopedic implants shows that the strength of zirconia can decrease or increase with aging time [22]. Indeed, strength variation with LTD depends on the balance between accumulation of residual compressive stresses and micro cracking in the monoclinic layer. Compressive stresses of monoclinic grains are generated by their 4% volume expansion during t-m transformation. On the other side, micro cracks are generated by tensile stresses at the interface with tetragonal grains, which would act to decrease strength. Therefore aging cannot be systematically associated with a loss in strength. In the case of the present implants, FIB/SEM investigation showed that, after 20 hours of aging in the autoclave, micro cracks were limited in number and size, not connected and parallel to the surface. The number of cracks was increasing with aging duration, reaching a high density for an aging treatment of 100 hours in the autoclave. Small isolated cracks (as it was the case for 20 hours of aging), which were not subjected to tensile


51

stresses in bending, did not act as critical defects being able to decrease the strength. Fatigue tests were not performed for implants after 100 hours of aging, since it would have been certainly un-relevant as far as the lifetime of real components is concerned, but it would have probably led to a strong drop of strength because the density and the size of cracks would have reached a critical degree. Having an increase in strength and fatigue resistance is also not sufficient to claim that aging has no negative influence on the structural integrity of such zirconia implants. Indeed, such micro cracks, might continue by slow crack growth during mastication and lead to delamination and loss of the porous coating. Investigations on in-vivo oral implant explants are currently conducted to assess this potential delamination issue. With this latter aspect in mind, we strongly believe that aging should be avoided, even if it seemed to increase strength or fatigue resistance as presented in the present investigation.

2.6 Conclusions

- Combined FIB/SEM was powerful for the investigation of t-m transformation in zirconia oral implants. It provided 3D-quantitative characterizations that could not be obtained with other techniques such as XRD. In the case of the present implants, only FIB allowed to describe the transformation features and their consequences on mechanical performances. - In contrast with common thinking and previous results performed on bend bars, aging was not associated with a loss of bending strength or fatigue resistance. Strength obviously resulted from a balance between compressive stresses and micro cracking occurring in the transformed areas. Aging, however, showed a loss in structural integrity of which we do not yet comprehend the possible clinical consequences. - Our results confirm that generalizations must be avoided when considering aging of zirconia dental products and that every new material/process combination should be tested before drawing conclusions.

2.7 Acknowledgments:

Thanks are due to the CLYM (Centre Lyonnais de Microscopie: www.clym.fr) for the access to the microscope FIB ZEISS, NVISION 40. CLYM is supported by the CNRS, the “Grand Lyon” and the “Rhône-Alpes Region”. The authors thank Nobel Biocare for providing the implant prototypes for this study. Dr. Leandro M. Martins from Federal University of Manus, Brazil is acknowledged for his contribution during the fatigue testing. The fatigue test and data calculation were performed in the Department of Biomaterials and Biomimetics at New York University College of Dentistry, USA.

2.8 Réferences bibliographiques de la deuxième partie

[1] Christel P, Meunier A, Dorlot JM, Crolet JM, Witvoet J, Sedel L, Boutin P. Biomechanical compatibility and design of ceramic implants for orthopedic surgery. Ann NY Acad Sci, 1988;523:234-256. [2] Chevalier J. What future for zirconia as a biomaterial? Biomater, 2006;27:535-543.


52

[3] Koutayas SO, Vagkopoulou T, Pelekanos S, Koidis P, Strub JR. Zirconia in Dentistry: Part 2. Evidence-based clinical breakthrough. Eur J Esthet Dent, 2009;4: 348-380. [4] Rimondini L, Cerroni L, Carrassi A, Torricelli P. Bacterial colonization of zirconia ceramic surfaces: an in vitro and in vivo study. Int J Oral Maxillofac Implants, 2002;17:793-8. [5] Scarano A, Piattelli M, Caputi S, Favero GA, Piattelli A. Bacterial adhesion on commercially pure titanium and zirconium oxide disks: an in vivo human study. J Periodontol,2004;75:292-6. [6] Blaschke C, Volz U (2006). Soft and hard tissue response to zirconium dioxide dental implants-a clinical study in man. Neuro Endocrinol Lett,2006 ;27 Suppl 1: 69-72. [7] Kohal RJ, Weng D, Bächle M, Strub JR. Loaded custom-made zirconia and titanium implants show similar osseointegration: an animal experiment. J Periodontol,2004;75:1262- 1268. [8] Dunn DB. The use of a zirconia custom implant-supported fixed partial denture prosthesis to treat implant failure in the anterior maxilla: A clinical report. J Prosthet Dent,2008;100:415-21. [9] Chevalier J, Gremillard L, Virkar A, Clarke DR. The tetragonal-monoclinic transformation in zirconia: Lessons learned and future trends. J Am Ceram Soc,2009;92:1901-1920. [10] Chevalier J, Gremillard L, Deville S. Low-temperature degradation of zirconia and implications for biomedical implants. Ann Rev Mater Res,2007;37:1-32. [11] Manicone P, Rossi Iommetti P, Raffaelli L (2007). An overview of zirconia ceramics: Basic properties and clinical applications. J Dent,2007;35:819-826. [12] Studart A, Filser F, Kocher P, Gauckler L. Fatigue of zirconia under cyclic loading in water and its implications for the design of dental bridges. Dent Mat, 2007;23:106–14. [13] Yamashita D, Machigashira M, Miyamoto M, Takeuchi H, Noguchi K, Izumi Y, Ban S. Effect of surface roughness on initial responses of osteoblast-like cells on two types of zirconia. Dent Mater J,2009;28:461-470. [14] Depprich R, Zipprich H, Ommerborn M, Naujoks C, Wiesmann HP, Kiattavorncharoen S, Lauer HC, Meyer U, Kübler NR, Handschel J. Osseointegration of zirconia implants compared with titanium: An in vivo study. Head Face Med,2008;4: art.30. [15] Sennerby L, Dasmah A, Larsson B, Iverhed M (2005). Bone tissue responses to surfacemodified zirconia implants: A histomorphometric and removal torque study in the rabbit. Clin Implant Dent Relat Res, 2005;7:13-20. [16] Kohal RJ, Knauf M, Larsson B, Sahlin H, Butz F. One-piece zirconia oral implants: Oneyear results from a prospective cohort study. 1. Single tooth replacement. J Clin Periodontol, 2012;39:590-597. [17] Garvie RC, Nicholson PS. Phase analysis in zirconia systems. J Am Ceram Soc, 1972;55:303-305. [18] Chevalier J, Cales B, Drouin JM. Low-temperature aging of Y-TZP ceramics. J Am Ceram Soc,1999;82:2150-2154. [19] Borchers L, Stiesch M, Bac FW, Buhl JC, Hübsch C, Kellner T, Kohorst P, Jendras M. Influence of hydrothermal and mechanical conditions on the strength of zirconia. Acta Biomater, 2010;6:4547-4552. [20] Chevalier J, Loh J, Gremillard L, Meille S, Adolfson E. Low Temperature Degradation in zirconia with a porous surface. Acta Biomater,2011;7: 2986-2993. [21] Marro FG, Anglada M. Strengthening of Vickers indented 3Y-TZP by hydrothermal ageing. J Eur Ceram Soc,2012;32: 317–324. [22] Piconi C, Maccauro G. Zirconia as a ceramic biomaterial. Biomater,1999;20:1-25.


53

TROISIEME PARTIE: DEVELOPPEMENT D’UN PROTOCOLE D’EVALUATION POUR

LES IMPLANTS DENTAIRES EN ZIRCONE

1. Introduction Après avoir établi la relation existant entre la microstructure et le comportement de l’implant Ziunite

au cours du temps, et avoir détecté certaines limites des techniques d’évaluation et des

recommandations actuelles, nous souhaitions développer un protocole d’évaluation reproductible,

qui permettrait de caractériser les implants et de suivre simultanément l’évolution de la résistance

mécanique et la microstructure au cours du temps. Ce protocole est présenté, également sous forme

d’une publication internationale, actuellement en édition dans la revue Dental materials. Cette

publication est complétée par une discussion sur l’apport de la microscopie à faisceaux d’ions

focalisés (FIB) à l’analyse et la quantification de la transformation de phase de la zircone.

2. “A new testing protocol for zirconia dental implants”

2.1 Abstract

Objectives: Based on the current lack of standards concerning zirconia dental implants, we aim at developing a protocol to validate their functionality and safety prior their clinical use. The protocol is designed to account for the specific brittle nature of ceramics and the specific behavior of zirconia in terms of phase transformation.

Methods: Several types of zirconia dental implants with different surface textures (porous, alveolar, rough) were assessed. The implants were first characterized in their as-received state by Scanning Electron Microscopy (SEM), Focused Ion Beam (FIB), X-Ray Diffraction (XRD). Fracture tests following a method adapted from ISO 14801 were conducted to evaluate their initial mechanical properties. Accelerated aging was performed on the implants, and XRD monoclinic content measured directly at their surface instead of using polished samples as in ISO 13356. The implants were then characterized again after aging.

Results: Implants with an alveolar surface presented large defects. The protocol shows that such defects compromise the long-term mechanical properties. Implants with a porous surface exhibited sufficient strength but a significant sensitivity to aging. Even if associated to micro cracking clearly observed by FIB, aging did not decrease mechanical strength of the implants.

Significance: As each dental implant company has its own process, all zirconia implants may behave differently, even if the starting powder is the same. Especially, surface modifications have a large influence on strength and aging resistance, which is not taken into account by the current standards. Protocols adapted from this work could be useful.

Keywords: zirconia, implants, phase transformation, fracture, surface, aging.

2.2 Introduction:

Oral implants offer an effective treatment for replacement of missing teeth. Since the

pioneering works of Brånemark in the 60’s 1, several millions of titanium implants have been produced. It is reported that the oral implant number will grow at a rate of 6% per year


54

from 2010 to 2015, since there is a tendency to propose more and more implants to patients

to improve their quality of life (aesthetic, but also mastication and long-term stability) 2. Current long-term clinical investigations (more than 10 years of follow-up) report very favorable survival rates, which places titanium and its biomedical alloys as the gold standard

3. However, in some cases, the greyish color of a titanium implant may be perceived

through the peri-implant mucosa causing some aesthetic drawbacks 4. Furthermore, in

rare cases, metals (including titanium) may induce sensitization or allergic reactions 5,6. Finally, some patients also ask for completely metal-free dental reconstructions. Thus, implants fabricated with ceramic materials are gaining popularity and might have a certain clinical and industrial success if they prove to be strong enough, stable over time and well integrated in the jawbone. Especially, yttria-doped zirconia ceramics (often referred as 3Y-TZP, standing for 3 mol.% Yttria doped Zirconia Tetragonal Polycristals) are often presented

as the alternative to titanium 7. These ceramics possess good mechanical strength 8,

excellent tissue compatibility and show osseointegration comparable to that of titanium 9.

A further advantage of zirconia is the reduced formation of plaque 10. Moreover, the white-opaque ZrO2 ceramic better resembles the tooth in terms of color, and thus provides good esthetics even with a thin gingiva or with soft-tissue recessions.

Worldwide, there are more than 10 companies producing zirconia dental implants and each manufacturer develops its process, its implant design and its own surface features to promote osseointegration. It is generally accepted that rough surfaces improve osseointegration and favor mechanical anchorage with bone. Several strategies are explored to process rough or porous surface implant i.e. machining, acid etching, sandblasting,

molding or coating with a porous layer 11-13. Although zirconia has good initial mechanical properties (high fracture toughness and bending strength), it remains a ceramic material with a significant sensitivity to surface defects. The above-mentioned surface treatments may generate cracks and/or defects which could be detrimental for mechanical properties of these zirconia implants. Moreover, screw design allows mechanical anchorage of dental implant into the bone but is challenging for ceramics material because of stress

concentration at sharp edges 14. All these aspects are poorly documented in the recent literature on zirconia dental implants. It has also to be recalled at this stage that 3Y-TZP was introduced as an implant biomaterial (femoral heads) in orthopedics over 30 years ago, but was abandoned after 15 years of use, after a series of failures in specific batches

manufactured with a new process 15. Zirconia is a complex material because it is meta-stable at room temperature. On the one hand, its excellent mechanical properties (the best of oxide ceramics) are due to the transformation of metastable tetragonal grains to the monoclinic phase under stress (for example in the vicinity of a crack). The development of this transformation zone is accompanied by an increase of crack resistance, which is known

as phase transformation toughening 16. On the other hand, this meta-stability leads to a possible transformation of grains in contact with water (or body fluids) with time. This phenomenon is often referred as to Low Temperature Degradation (LTD) or aging. Aging is a progressive tetragonal to monoclinic transformation at the surface triggered by the presence

of water 16, which often results in surface roughening and micro cracking and thereby potentially decreases the device physicochemical and mechanical properties. The experience of zirconia in orthopedics field gave some important indications on how aging may proceed, on the potential impact of the transformation and on the conditions by which it may be triggered. The transformation proceeds from the surface in contact with water to the bulk of


55

the material. The kinetics by which the transformation occurs is highly dependent on process

conditions and resulting microstructure 17. Surface modifications for example may have a positive effect on bone apposition and bone in-growth, but also could facilitate the water penetration into the bulk and/or lead to a modification of the stability of the tetragonal phase under humid atmosphere. Except few

recent works, including one from the authors of the current paper 18, the risk of lifetime reduction associated to surface modification of implants is barely discussed. There is today no standardized protocol that allows assessing the mechanical properties of the implant, to determine the aging kinetics and the effects of aging on the mechanical properties for a

given type of implant. The only ISO standard 19 concerning medical grade zirconia is based on mechanical strength and aging kinetics measured on bending bars or discs, which are polished and therefore not relevant for dental implants. To bridge this gap, we aim at proposing a protocol to validate the functionality and safety of zirconia implants prior their clinical use. The protocol is designed to account for the specific brittle nature of ceramics (sensitive to surface defects and slow crack growth) and the specific behavior of zirconia in terms of phase transformation.

2.3 Materials and method

2.3.1 Implant description

For this research, Axis Biodental provided two types of 3Y-TZP dental implants processed by injection molding, with either a structured rough surface, which will be referred as ‘Axis-rough’ or with an additional proprietary porous zirconia coating here referred as ‘Axis-alveolar’ in relation with their surface texture. Axis-rough surface was obtained after surface treatment of the mold inner and the alveolar one, after deposition and sintering of a mixture of zirconia powder and polymer beads (patent application EP 1924300 B1). Only the ‘Axis-rough’ implants were commercial implants, while ‘Axis-alveolar’ were prototypes in the development phase.

Nobel Biocare provided zirconia implant prototypes with a porous surface (ZiUnite®). The porous surface was achieved after sintering, by coating the endosseous part of the implants with a slurry containing zirconia powder and a pore former (patent application SE03022539-2). Further sintering of the implants yielded to the burn off of the pore former and to a porous surface. The presence of the coating gave rise to a rough and porous, 15 μm-thick surface layer according to the manufacturer.

It is to note that all implants were processed from a biomedical grade 3% mol. yttria-stabilized zirconia powder (Tosoh TZ-3Y-E, Tokyo, Japan).

2.3.2 Microstructural characterization

Microstructural aspect of the two types of implants was investigated using a Scanning Electron Microscope (Supra 40, Carl Zeiss AG, Oberkochen, Germany) to analyze the surface and a dual beam Focus Ion Beam (FIB) for further investigation in-depth. FIB acquisitions were made on the endosseous part of the implants. FIB/SEM imaging was performed using a FIB/SEM workstation (NVision 40; Carl Zeiss Microscopy GmbH, Oberkochen, Germany) combining a SIINT zeta FIB column (Seiko Instruments Inc. NanoTechnology, Japan) with a


56

Gemini column. In brief, the FIB uses a liquid metal ion source of Ga+ ions accelerated between 2 and 30 keV that are focused to the surface to cut slices of materials. SEM images are taken simultaneously with the electron beam. FIB/SEM therefore produces two dimensional image datasets that can be used as cross-sections, but that are also suitable for the reconstruction of microstructures in three dimensions. Three-dimensional analysis using FIB tomography is essentially a two-step process. After acquisition of the raw data as described above, this dataset is taken offline for further processing and 3D visualization. FIB leads to the production of a stack of assumed equidistant cross sections (distance between two cross-sections: 10 nm) through the analyzed volume. The subsequent image processing workflow can link slices fine alignment, data cropping, image filtering, segmentation/threshold operations, morphological operations, labeling, quantification and visualization. Image processing operations were carried out using the software Fiji (http://fiji.sc/wiki/index.php/Fiji), developed at the National Institutes of Health (Bethesda, USA).

2.3.3 Aging kinetics

Aging tests were performed in water steam at 134°C, under 2 bars pressure for durations up to 100 hours. It has been reported from our previous records that one hour at 134°C would roughly correspond to 2 years at 37°C. This is a rough estimation that can be debated but which gives an idea of treatment durations relevant for the application. Monoclinic content was measured at the surface the endosseous part of the implants by an X-ray diffraction

(XRD) technique (CuK radiation) in a mode ( ) on a Brüker D8

Advance (Brüker, Karlsruhe, Germany) instrument (scan speed of 0.2°/min and a step size of 0.02°). Monoclinic content was then calculated by using the formalism given by Garvie and Nicholson:

(1)

Where Xm is the integrated intensity ratio, Im(h k l) is the area of the (h k l) peak of the monoclinic phase and It(h k l) is the area of the (h k l) peak of the tetragonal phase. The experimental volume content of monoclinic phase f was then determined with:

(2)

The procedure was generally conducted directly at the surface of the implants, on the threaded (endosseous) area. However, in order to assess the influence of surface preparation on aging kinetics, the kinetics was also measured on sectioned and mirror-polished implants, as it is still recommended by the ISO 13356 standard.

Effects of aging were specially examined after 5 hours of artificial aging at 134°C, because this aging duration represents the range of the lifetime expected for endosseous implants. 5 hours corresponds to 10-20 years in vivo.

2.3.4 Mechanical characterization

Only Axis implants were characterized in terms of load to failure. Indeed, the objective was not to compare the mechanical strength of different types of implants (they do not present

2 2q Î 27° - 33°[ ]

Xm =I

m 111( )+ I

m 111( )

Im 111( )

+ Im 111( ) + I

t 101( )

f =1.311 ´ Xm

1+ 0.311 ´ Xm


57

the same design) but more to highlight the potential impact of surface modification on a given type of implant. The mechanical tests were carried out using a procedure based on the

ISO 14801 21 as it simulates the functional loading of an endosseous dental implant body and its prosthetic components under the worst possible in vivo conditions:

- The implants were embedded in an epoxy resin at 30° angulation with respect to the vertical axis. The ISO 14801 recommends a material with a Young’s modulus higher than 3 GPa. Preliminary results led us to choose a resin with a higher stiffness of 11 GPa (RenCast CW 20/HY 49) to avoid any viscoelastic deformation during loading.

- The implants were embedded up to a distance of 3 mm below the nominal level specified by the implant manufacturers, to simulate bone resorption.

The implants were loaded to failure at a crosshead speed of 1 mm/min to limit Slow Crack Growth during loading.

15 ‘Axis-Rough’ and 15 ‘Axis-Alveolar’ implants were tested, either in the as-received state (5 implants of each), or after 5 hours or 100 hours of accelerated aging at 134°C in water steam.

2.3.5 Fractographic analysis

Failed specimens underwent fractographic inspection. Failure surfaces were first observed with a stereomicroscope (Olympus XZ9) for the overall orientation of the crack direction and propagation visualized by the presence of a compression curl, larger and finer hackle all pointing back to the area of crack origin. Detailed crack features were viewed with a scanning electron microscope (SEM, FEI, XL30 FEG, SUPRA, Eindhoven, The Netherlands).

2.4 Results

2.4.1 Microstructural features of the as-received implants

SEM pictures of the three types of implants and their typical surface features are given in Figure 3.1, for two magnifications. ‘Axis-Rough’ and ‘Axis-Alveolar’ implants exhibit the same thread design, which differs from ZiUnite® implants. ‘Axis-Alveolar’ surface is characterized by craters of less than 100 microns, distributed in the valleys of the threads. Their dimensions are related to the size of the pore formers (polymer beads) used during the process. The main information from low magnification image is the detection of surface cracks already existing on the as-received ‘Axis-Alveolar’ implant prototypes, in the valleys of the threads. The two other types of implants do not show such cracks. High magnification pictures show the microstructural features of the three surfaces. ZiUnite® implants are characterized by a micro-porous surface, with pores ranging between 2 and 5 microns. Ra was of 1.2± 0.3μm as measured in a previous work. ‘Axis-Rough’ implants showed no surface porosity and a rounded relief with a Ra = 1.5 ± 0.3μm, as a negative of the injection mold. Fig. (1.f) gives an example of the craters at the surface of Axis-Alveolar implants.


58

a) ZiUnite® - Low Magnification b) ZiUnite® - High Magnification

c) Axis ‘Rough’ – Low Magnification d) Axis ‘Rough’ – High Magnification

e) Axis ‘Alveolar’ – Low Magnification f) Axis ‘Alveolar’ – High Magnification

Figure 3.1: SEM pictures of the three types of implants and their surface features.

These implants are the roughest (Ra = 11 ± 2μm), obviously. FIB low magnification pictures of Figure 3.2 indicate the location of the ionic sectioning for each type of implant. ZiUnite® implants exhibit a porous layer of about 10-15 μm on a dense body. The porosity of this layer


59

is more visible at high magnification (figure 3.2b). At still higher magnification (Figure 3.3), it is obvious that the majority of the zirconia grains appear un-facetted, with straight boundaries indicating they remained in the tetragonal symmetry after their fabrication. However, grains around pores show clear evidence of twinning, which is a sign of a transformation from tetragonal to the monoclinic phase. In other words, as received ZiUnite® implant prototypes are already partially transformed, preferentially around pores. An example of 3D reconstruction is given in Fig. 3b for this particular type of implants, after isolation of only the surface layer and after contrast segmentation, from an initial volume of 40µm X 30µm X 15µm. Only 3D analysis allows obtaining the porosity content and its interconnectivity. For ZiUnite® implants, the porosity inside the ZiUnite® porous coating is estimated to be 74%, with an interconnection ratio of 0.99 (all pores are interconnected). FIB trenches performed on ‘Axis-Rough’ and ‘Axis-Alveolar’ implants are shown in Fig. (2.c) to (2.f). Zirconia grains appear as non-transformed for both types of AXIS implants, except very few surface grains that might be already transformed.


60

a) ZiUNite® - FIB trench, Low Magn. b) ZiUnite® - FIB Cross Section

c)

AXIS ‘Rough’ - FIB trench, Low Magn. d) AXIS ‘Rough’ - FIB Cross Section

e) AXIS ‘Alveolar’ - FIB trench, Low Magn. f) AXIS ‘Alveolar’ - FIB Cross Section

Figure 3.2: FIB /SEM pictures of the surface of as-received implants.


61

Figure 3.3: (a) FIB/SEM picture of a ZiUnite implant (as-received) at higher magnification, showing transformation of grains around pores even before accelerated aging tests. (b) 3D reconstruction of the surface coating the after relevant segmentation, to highlight the porosity features of the material (22μm x 4μm x 12.5μm). Interconnected porosity is in blue whereas isolated pores are in green.

a)

b)


62

2.4.2 Aging kinetics

The aging kinetics of ZiUnite® implants, both measured directly on the porous surface and on a cross-sectioned and polished as recommended by the ISO 13356 are given on figure 3.4.a. The aging kinetics are completely different, which a much higher transformation rate when the porous surface is concerned. The surface monoclinic fraction after 5 hours of aging reaches more than 60% when measured directly on the porous surface of the implants, while it reaches only 22% when measured on a cross-sectioned and polished surface inside the implant. In other words, the protocol recommended by ISO 13356 does not account for the real transformation rate of the surface of the implants, which can be highly different than that of the bulk. This will be discussed later, but it led us to continue with measurements only on the as received surfaces.

Figure 3.4.b shows the evolution of the surface monoclinic content (i.e. directly on the threaded surface) for the three types of implants. Even though likely processed with the same powder, there is a large difference between Axis and ZiUnite® experimental implants. No significant difference is observed between the two types of Axis implants.


63

Figure 3.4: (a) Comparison of aging kinetics measured directly at the surface of a ZiUnite implant and on a sectioned and polished implant (as recommended by ISO 13356). (b) Aging kinetics of ZiUnite, Axis-Rough and Axis-Alveolar implants, all measured at their surface.

a)

b)


64

2.4.3 Microstructural features of aged implants

Figure 3.5 shows FIB cross-sections taken near the surface of each type of implants, after an aging

duration of 5 hours (roughly corresponding to 10 years at 37°C). The ZiUnite® implant appears the

most transformed at the surface, in agreement with XRD data. It appears that all the porous coating

is transformed, up to a depth of 10-15 microns, which is again consistent with the fact that XRD

monoclinic content reaches its plateau at that duration, because the penetration depth of the X-Ray

in a porous zirconia with a relative density of 26% is estimated to be of 15 microns (calculations with

AbsorbDX software, DIFFRACplus BASIC Evaluation Package, Brüker, Karlsruhe, Germany). In contrast,

AXIS implants only show limited transformation with a depth of less than 1 micron.

a) ZiUnite® - Low Magn. b) ZiUnite® - High Magn.

c) AXIS ‘rough’ d) AXIS ‘Alveolar’

Figure 3.5: FIB/SEM pictures of the surface of the implants after 5 hours of aging at 134°C. (a) and (b)

for ZiUnite showing a entire transformation of the porous coating, (c) and (d) for AXIS “Rough‟ and

“Alveolar‟ showing only limited transformation. Dashed lines represent the limit of the

transformation zone.


65

2.4.4 Mechanical characterization

Table 3.1 summarizes the load to failure (average value and standard deviation) of the AXIS experimental implants, in the as-received state or after 5 hours or 100 hours of accelerated aging at 134°C. The most significant result is that the average value of the load to failure of the AXIS-rough implants is about 50% higher than that of the AXIS-alveolar experimental ones. Given the low number of implants tested (only five per modality), it is difficult to conclude on the influence of aging on the load to failure of the implants, but a tendency towards a slight increase with aging time is observed. Aging, performed on the above-mentioned conditions and for these specific implants, therefore does not lead to strength degradation. It has to be stated at this point that this slight increase in strength with aging time is specific of the implants tested in this work and must not be taken as a general rule in zirconia, as aging can be associated to an increase or a decrease in mechanical properties,

depending on microstructure and surface treatments 22,23.

Aging duration (hours) AXIS-Rough implants AXIS-Alveolar implants

0 Average : 596 N St. Dev. : 74 N

Average : 392 N St. Dev. : 27 N





Table 3.1: Results of the load to failure (average value and standard deviation) of the AXIS experimental implants, in the as-received state or after 5 hours or 100 hours of accelerated aging at 134°C

2.4.5 Fractographic analysis

Figure 3.6 shows typical fractographic images obtained for the two types of Axis experimental implants, after load to failure tests. The crack origin was located at the outer rim on the convex side between two threads and easy to recognize due to the presence of larger hackle nearby the starter crack for the Axis-alveolar specimens (Figure 3.6a, b). On the Axis-rough (Figure 3.6c, d), a mirror zone was sometimes recognizable at the crack origin. Overall, the crack starter zone was larger for the Axis-alveolar (approximately 100 to 200 microns) than for the Axis-rough specimens (less than 50 microns).


66

a) Axis ‘Alveolar’ – Stereomicroscopy b) Axis ‘Alveolar’ - SEM

c) Axis ‘Rough’ – Stereomicroscopy d) Axis ‘Rough’ – SEM

Figure 3.6: Fractography of the two types of AXIS experimental implants, after load to failure

tests.

2.5 Discussion

2.5.1 On the relevance of current ISO standard to qualify aging of dental implants?

The first lesson of the results presented above is the unsuitability of the current ISO standards to evaluate the finished products versus their sensitivity to aging. Indeed, aging kinetics measured on polished bulk samples are to a very large extent different from those measured at the surface of the implants with a porous surface. This does not mean that ISO 13356 is not straightforward, but it limits it use to qualify the intrinsic aging sensitivity of the material rather than the one of the product, which exhibits generally a different surface than that required by the standard. The present set of results show that the porous ZiUnite® surface degrades the aging sensitivity of the product, when compared to a polished, dense surface. Other examples are available in the literature for which a surface modification (e.g. machining or rough polishing) may improve its resistance to aging. The simple and obvious protocol used in this work (e.g. aging kinetics measured directly at the surface of the implants) should therefore be added to existing standards to avoid any underestimation or overestimation of their real aging rate.


67

2.5.2 Effect of surface modification on aging kinetics

As already demonstrated in previous publications, we show that different surface features lead to highly different aging kinetics, in particular at the initial stage of the t-m

transformation 17,24. Dual-Beam FIB/SEM appears once again as a powerful tool to highlight microstructural changes and investigate how the transformation initiates and propagates inside the material. The main origin of the apparent sensitivity of ZiUnite® prototypes to aging is clearly related to the features of the porous zirconia layer. The interconnected porosity offers a path for the transformation to start at every surface accessible by water, so that the overall porous layer can be transformed in a short period of time (even partially in the as received state). This is not captured by XRD, which gives only an integrated average monoclinic content over the penetration depth of the X-Rays (which depends itself to the density /porosity of the surface), and which makes comparisons impossible on the mode of transformation. XRD conducted on flat surfaces might be useful to characterize and qualify a given zirconia against its ‘intrinsic’ stability versus aging, but not to determine how the transformation may proceed for a given type of implant. XRD gives also a convoluted, average value of the monoclinic content over the penetration depth of the X-Rays (which depends on the porosity of the material, by the way). Without

sophisticated techniques (grazing angles) and mathematical de-convolution 25, XRD hardly gives a full picture of the transformation features, while FIB cross-sections give a clear insight on where the transformation starts and how it proceeds. It is recognized that FIB is still not widely spread, and that, even if more time-consuming and more tricky in terms of preparation, very careful cross-sectioning and SEM imaging might be able to give useful insight on how the transformation proceeds in zirconia dental implants.

2.5.2 Effect of surface modification on mechanical properties

The set of results present in this article confirms that some surface modifications may compromise the load to failure of ceramic products, when they lead to an increase of the critical defect size. For the same geometry of implants, the ‘Axis-Alveolar’ prototypes are fractured for a much lower load than the ‘Axis-Rough’ implants, and this is consistent with a larger initial defect size. Starting with the well-known critical stress intensity factor– defect size relation:

(1)

Where KIC is the critical stress intensity factor (or toughness), f the strength and ac the critical defect size, and assuming a similar toughness for both type of Axis implants, the ratio of strength between the two types of implants is given by:

(2)

The Axis implants design being of the same, the ratio can be translated into load to failure:

Pf 1

Pf 2

=ac2

ac1

(3)


68

In the present experimental case, and (considering the defect sizes

estimated with the fractographic analysis), which is highly consistent. The simple protocol of mechanical testing the implants is therefore able to capture the effect of the initial defect size on implants integrity.

2.5.3 Evaluation of the fatigue limit from simple load to failure tests

Zirconia, as all ceramic materials, is sensitive to Slow Crack Growth. In other words, defects can propagate at low rate even if they are submitted to a stress intensity factor below KIC and lead to delayed failure of the implants. Going into details into the mechanisms of SCG is beyond the scope of the present paper, and the reader could refer to existing references, such as [26, 27]. In brief, SCG occurs in the presence of water or body fluid, and may be accelerated by cyclic fatigue. Fortunately, the presence of a threshold stress intensity factor KI0, below which no propagation occurs, has been claimed in several inorganic materials, both by atomic scale modeling and experiments [28, 29]. The value of KIC and KI0 of 3Y-TZP

(with a grain size similar to the materials tested in this work) are K IC = 6.0MPa m and

K I 0 = 3.0MPa m under cyclic fatigue, respectively [29]. The fatigue limit P0 of an implant

could therefore be roughly anticipated from the load to failure Pf by:

(4)

where P0 and σ0 refer to the fatigue load and stress limit respectively, and Pf and σf are the load and stress to failure during fast fracture tests.

In the case of the ‘Axis-Alveolar’ prototypes, the average value of the load to failure is of 396 N, which would mean that roughly 50% of the implants would resist to 198N (and thus 50% would fail), this load value being on the order of the reported average mastication forces

30. Given the limit of the present analysis (especially because there is a variability on the implant position and on the mastication forces), it would anyway certainly show that the risk of failure is too important with this combination of design and surface features. The producer, based on the analysis above, has abandoned this type of implant design associated to the alveolar structure. With a larger number of experimental implants, statistical evaluation (probability of failure) of the delayed failure risk under a given applied load (i.e. under a given clinical situation) could be anticipated by the mechanical tests proposed in this work. It has to be recalled that such tests are not included in current ISO standards for zirconia as material for dental implants. Such tests are easy to run, with simple testing machines, and would give a good first estimation of the fatigue limit of newly developed zirconia dental implants. As far as lifetime under cyclic conditions is concerned, they could be complemented with real cyclic fatigue tests under the same testing geometry.

2.6 Conclusion

Zirconia being sensitive to slow crack growth and aging, it is important to include relevant tests in future protocol to insure long-term performance and safety of dental implants. The present work shows the limit of current ISO 13356 standard to insure the reliability and lifetime of zirconia dental implants and the need to include complementary methods to XRD to follow more in details aging kinetics. New protocols should therefore include:


69

- Aging kinetics performed directly on the implant surfaces of the implants, and not on polished samples as it is generally performed in current standards,

- Direct observation of the transformation zone, in addition to the widespread XRD, such as the use of FIB, or careful cross-sectioning and visualization,

- Load to failure under realistic conditions in order to predict the risk of failure for a given clinic situation. For this purpose, the use of a testing geometry such as the one generally used for metallic implants in ISO 14801 would be preferred.

This study also shows that zirconia reliability and lifetime can be highly dependent on surface preparation and that every new surface modification should be tested against aging/fracture before clinical use. By the way, it also shows that aging is not systematically associated to a decrease of failure load, but other negative consequences can be speculated (micro-cracking, delamination of the surface and loss of integration in the bone).

2.7 Acknowledgements

Thanks are due to the CLYM (Centre Lyonnais de Microscopie: www.clym.fr) for the access to the microscope FIB ZEISS, NVISION 40. CLYM is supported by the CNRS, the “Grand Lyon”and the “Rhône-Alpes Region”. The authors are grateful to Nobel Biocare and Axis Biodental for providing the implants and implant prototypes. The Authors declare no conflict of interest.

3. Apport du FIB à la quantification du phénomène de vieillissement Comme nous l’avons montré précédemment, l’analyse des coupes réalisées au FIB permet

d’approfondir la caractérisation microstructurale des implants en zircone :

la taille des grains peut être déterminée par la méthode des segments interceptés ;

la densité de pores et de microfissures ainsi que leur éventuelle interconnexion peuvent

être quantifiées ;

les différentes phases peuvent être également quantifiées ;

La progression de la transformation au cours du vieillissement peut être visualisée, mais la

quantification de la zone transformée n’a pas encore été envisagée.

La seule méthode de quantification de la transformation de phase utilisée dans notre étude jusqu’à

présent est la diffraction des rayons X, mais cette dernière ne permet pas de visualiser les grains

transformés et reste limitée dans certains cas (en particulier pour analyser les surfaces non planes),

comme nous avons pu le constater dans la deuxième partie. Elle nécessite aussi des dé-convolutions

mathématiques quand il s’agit de remonter au profil de transformation ou à l’épaisseur de la zone

transformée (le signal reçu étant une moyenne pondérée par l’absorption des rayons X sur la

profondeur de pénétration des rayons X) [31].


70

Rappelons que les coupes d’implants réalisées au FIB permettent la distinction entre les grains

monocliniques et les grains quadratique, grâce aux changements microstructuraux qui

accompagnent la transformation de phase, en particulier l’apparition de macles de transformation à

l’intérieur des grains transformés. Au cours du phénomène de vieillissement la transformation de

phase progresse en général de la surface du matériau au contact de l’eau jusqu’en profondeur,

matérialisant ainsi un front de transformation qui sépare la zone transformée de la zone non

transformée.

La mise en évidence du front de transformation à partir de coupes FIB est envisageable

manuellement (comme c’est le cas dans la publication), mais se révèle être une tâche fastidieuse au

vu du grand nombre de coupes effectuées pour un volume donné (50 à 300 coupes par implants). Il

est donc nécessaire de réfléchir à une détection automatique de ce front de transformation.

3.1 Objectif Notre objectif dans un premier temps est de développer une technique permettant de détecter de

façon numérique les grains transformés, puis le front de transformation séparant la zone

transformée de la zone non transformée, en se fondant sur les changements microstructuraux

induits par la transformation de phase.

Notre second objectif est de quantifier la fraction transformée pour un volume donné et de

comparer le résultat obtenu à celui mesuré en DRX.

Enfin, il serait intéressant d’analyser la topographie de l’interface entre ces deux zones.

3.2 Matériel et méthode

3.2.1 Logiciel

3.2.1.1 La base : les images acquises par le FIB [18]

Le logiciel développé dans cette étude est basé sur les séries d’images acquises au FIB à partir d’implants en zircone. Ces micrographies révèlent la microstructure polycristalline de la zircone 3Y-TZP avec des grains bien délimités les uns des autres, et cela, grâce au contraste d’orientation mis en évidence par le détecteur d’électrons rétrodiffusés. Les grains d’alumine sont également visibles et apparaissent en noir. L’exemple qui suit est réalisé sur l’implant ZirRoc (Paris Implant) où des fissures horizontales de plusieurs micromètres de longueur sont également visibles sur 5µm de la surface. Les acquisitions du FIB permettent de distinguer les grains transformés des grains non transformés.

En effet, les grains non transformé se présentent avec un contour (joint de grain) net et un fond

uniforme alors qu’un grain transformé se présente avec un contour et un fond contenant des macles

visibles sous forme de stries. La zone transformée est bien délimitée sur 10 à 12 μm sous la surface

par son aspect strié. Nous pouvons donc apercevoir un front de transformation qui a une allure

générale horizontale, il est situé dans une zone de transition entre la zone transformée et la zone

non transformée où se trouvent des grains totalement transformés, puis partiellement et enfin non

transformés (Figure 3.7).


71

Figure 3.7 : Acquisition du FIB montrant la microstructure de l’implant. Les grains transformés se distinguent des grains non transformés (cercle bleu) par leur aspect strié (cercle rouge). Certains grains sont partiellement transformés (cercle orange). Le front de transformation est globalement horizontal mais irrégulier, il est situé dans l’intervalle des deux lignes : la zone de transition.

3.2.1.2 Segmentation de la zone transformée par traitement d’image et calcul du volume transformé

Un programme informatique exécutable a été spécifiquement développé à l’aide du logiciel

Matlab® ; il intègre plusieurs plugins ou programmes :

Tout d’abord, un filtre médian est activé automatiquement après chargement de la pile d’images

pour réduire le bruit des images.

Ensuite, un programme de détection des contours (Canny Edge Detector), permet la distinction entre

les grains transformés et les grains non transformés grâce aux changements microstructuraux

accompagnant la transformation et en particulier, par la présence de stries ou macles de

transformation (Figure 3.8). Ces stries sont détectées comme des contours, de ce fait, la zone

transformée présente plus de contours que la zone non transformée, et donc apparait plus

contrasté. C’est donc la densité des contours qui sera le critère de segmentation des deux zones.

1 µ

Zone

transformée

Zone de

transition

Zone non

transformée


72

Figure 3.8 : Image traité par le module de détection de contours « Canny edge detector ». Les deux zones se distinguent aisément par la différence de densité de contour créant un contraste.

L’amplification du contraste est faite par une série d’érosions et de dilatations (Figure 3.9).

Figure 3.9 : Résultats obtenues au cours des opérations d’érosion et de dilatation.


73

Enfin le module « region prop » sépare totalement les deux zones : la zone transformée en blanc et la

zone non transformée en noir, ce qui permet par la suite, de quantifier le volume de la zone

transformée (Figure 3.10).Le front de transformation est alors la limite entre les zones noire et

blanche (Figures 3.10 et 3.11).

Figure 3.10: Après utilisation du module de globalisation des zones « Region-prop », la délimitation

est claire. La zone transformée (blanche) va être extraite et quantifiée.

Figure 3.11 : Tracé du front de transformation sur l’image originale rendue possible après les

opérations successives.


74

Pour obtenir le volume de la zone transformée dans la totalité des coupes analysées, la somme des

surfaces transformées de toutes les images est multipliée par la taille d’un voxel (ou la résolution de

l’image en nanomètres cubes).

3.2.1.3 Calcul de la fraction volumique transformée

Calculer une fraction volumique transformée nécessite la connaissance du volume total de matière

analysée. Pour ceci, il suffit d’ajuster le nombre d’opérations d’érosion-dilatation de façon à ce que

tout le volume de zircone soit – artificiellement – considéré comme une zone transformée. La figure

3.12 montre cela, les zones noires restant sont soit du vide (porosités ou partie au-dessus de la

surface), soit un artefact de calcul (liseré au bas de l’image). Pour obtenir le volume total, la somme

des surfaces totales de toutes les images est multipliée par le volume d’un voxel (ou la résolution de

l’image en nanomètre) (figure 3.12).

La fraction volumique transformée f dans les coupes est alors calculée par :

𝑓 =𝑉𝑜𝑙𝑢𝑚𝑒 𝑡𝑟𝑎𝑛𝑠𝑓𝑜𝑟𝑚é (µ𝑚3)

𝑉𝑜𝑙𝑢𝑚𝑒 𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙 (µ𝑚3)

Figure 3.12 : Ajustement du nombre d’érosion et de dilatation nécessaires pour la quantification du

volume total.

3.2.2 L’implant

Ce programme a été testé sur une série de coupes FIB, réalisées sur l’implant Zir-Roc (Paris Implant,

France). Il s’agit d’un implant en zircone 3Y-TZP, usinée et sablée après frittage.


75

Il a été sujet à un vieillissement accéléré en autoclave à 134°c pendant une durée de 100h et enfin à

l’usinage par le faisceau ionique du FIB, ce qui a abouti à 76 images représentant un volume de 19.9

µm x13.78 µmx1.52 µm, c’est-à-dire : champ de vue : 19.9µm x 13.78 µm

La résolution (X-Y) de chaque coupe est de 20 nm et l’épaisseur d’une coupe est de 20nm

3.3 Résultats : Caractérisation de l’implant Zir-Roc

Figure 3.13. : L’implant Zir Roc Sablé (Paris Implant) Photographie générale, micrographie des filets usinés puis de la surface (MEB).

Au MEB, la surface sablée apparait rugueuse avec des rainures, des pics et des vallées dus probablement à la fois à des restes de traces d’usinage et à l’impact des particules abrasives (figure 3.13). La reconstruction en 3D a été réalisée pour le volume de 19.9 µm x13.78 µmx1.52 µm. Le traitement d’image a permis de segmenter les fissures, les grains d’alumine et les pores. La quantification des éléments segmentés nous donne une fraction volumique de fissures de 0.4% ; une fraction volumique d’alumine de 0.1% et une fraction volumique de pores de 0.056%, ce qui est conforme à la densité volumique d’une zircone massive (99%) (figure 3.14).


76

Figure 3.14 : Image obtenue par usinage ionique, au FIB (en haut)), puis reconstruction 3D (en bas) et quantification des fissures, des grains d’alumine et des pores pour un volume de 19.9 µm x13.78 µmx1.52 µm. L’utilisation du logiciel permet de mesurer un volume de la zone transformée de 362,96µm3 pour un

volume total de 434, 08µm3. Ainsi, la fraction de la zone transformée est de : 83,6%.

L’analyse de la topographie l’interface entre les zones transformée et non-transformée surface est

aussi rendue possible, la représentation 3D de cette interface montre une interface globalement

1 µ

Réseau de fissures :

0.4% vol

Grains d’alumine :

0.1% vol

Pores : 0.056%


77

horizontale mais irrégulière avec des pics et des vallées de 100 à 1000 nm d’amplitudes (figure 3.15).

Cette évaluation nous donne des informations sur l’amplitude des pics et des vallées mais reste une

information approximative du fait de l’existence d’une zone de transition avec des grains

partiellement transformés qui limitent la précision de la détection du front de transformation à la

taille de grain. Par contre, le niveau de cette zone de transition est clairement identifié.

Figure 3.15: Analyse du niveau de l’interface et de sa topographie. L’amplitude maximale des pics et des vallées est évaluée de 0 à 1000nm

L’analyse en DRX de la fraction de phase monoclinique sur trois implants après 100h de vieillissement

artificiel révèle des valeurs comprises entre 60 et 66% selon l’implant (Figure 3.16).


78

Figure 3.16 : Courbes obtenues après suivi de l’évolution de la transformation de différents types

d’implants analysés. La courbe bleue correspond à celle des implants ZirRoc.

3.4 Discussion Ce programme informatique basé sur les modifications microstructurales de la zircone 3Y-TZP, après

un vieillissement accéléré, permet d’approfondir l’analyse des images obtenues par le FIB, en

apportant des informations quantitatives.

Il pourrait y avoir une imprécision de l’ordre de 500 à 1000nm lors de la détection du front de

transformation, car dans cette région de transition se trouvent des grains partiellement transformés.

Cette imprécision pourrait être valable aussi lors d’une détection manuelle. Ce fait rend l’analyse

topographique limitée ou qualitative car l’amplitude maximale des pics et des vallées relevée est de

1000nm. Nous pouvons néanmoins déterminer le niveau de la zone de transition sur la hauteur de

l’échantillon.

D’autre part, une zircone 3Y-TZP non transformée est composée approximativement de 80% de

phase quadratique et de 20% de phase cubique. Il est généralement admis que seuls les grains

quadratiques sont concernés par la transformation de phase. Le processus de segmentation peut

donc générer une imprécision lors du calcul de la détermination quantitative de la fraction de phase

monoclinique. Pour être plus juste dans ces résultats, il faudrait donc corriger notre résultat pour

tenir compte des 20% de phase cubique.

Le volume de la zone transformée (Vt) englobe le volume de phase monoclinique (Vm) et le volume

de phase cubique dans cette première zone (VC1)

t m c1V V V

De la même façon, le volume de la zone non transformée Vnt englobe le volume de phase

quadratique (Vq) et le volume de phase cubique dans cette deuxième zone (VC2)


79

nt q c2V V V

En appelant FC le taux volumique de phase cubique (en première approximation constant dans les 2

zones), on obtient :

c1c

m c1

VF

V V

, d’où on tire c

c1 m

c

FV V

1 F

.

De la même manière, cc2 q

c

FV V

1 F

Et donc, la fraction volumique transformée (ft) calculée par le logiciel est :

t m

cm

c

c cm

c c

c1t

t nt m c1 q c2

q

FV 1

1 F

F FV 1 V 1

1 F 1 F

V V Vf

V V V V V V

et donc :

mt

m q

Vf

V V

D’autre part, la fraction de phase monoclinique obtenue en diffraction des rayons X (fm,DRX) est

donnée par :

mm,DRX

m q c

Vf

V V V

Où VC est le volume total de phase cubique (Vc=Vc1+Vc2). D’après les équations précédentes, on a

cc c1 c2 m q

c

FV V V V V

1 F

On en déduit donc que :

c mmm,DRX

c m qm q m q

c

1 F VVf

F V VV V V V

1 F

Ainsi, la relation entre la fraction volumique de la zone transformée (ft) calculée par le logiciel et la

fraction volumique de phase monoclinique (fm, DRX) calculée par diffraction des rayons X est donnée

par : m,DRX c tf 1 F f

La fraction transformée calculée à partir du logiciel doit donc être multipliée par (1-Fc) (où Fc est la

fraction de phase cubique dans le matériau, ici 20%) pour être comparable à la fraction de phase

monoclinique telle que mesurée par DRX. On obtient donc ici une fraction corrigée de phase

monoclinique de 83%x(1-0,2) = 66,4%.


80

Pour obtenir un résultat plus précis encore, il faudrait également corriger les effets d’absorption des

Rayons X dans la matière, qui font que les zones les plus profondes sont moins prises en compte dans

le signal total, et s’assurer que la profondeur des coupes FIB est cohérente avec la profondeur

analysée en diffraction X, ce qui n’est pas tout à fait le cas ici (on peut estimer que, dans la zircone,

90% du signal en DRX provient des 5 premiers microns sous la surface, alors que la zone analysée en

FIB a une profondeur d’environ 10 µm)

La valeur de fraction transformée après soustraction des 20% de phase cubique de la zone

transformée est donc cohérente à celle mesurée en DRX. Cependant, le volume usiné par le FIB étant

faible, nous ne pouvons pas généraliser à ce stade la cohérence de ce résultat, plusieurs essais sont

nécessaires pour cela.

Cela ouvre néanmoins des perspectives intéressantes pour l’association de ces deux méthodes de

quantification.

3.5 Conclusion L’utilisation d’une méthodologie associant les techniques de caractérisation des sciences des

matériaux (FIB, DRX) et les techniques de traitement d’image, ont permis d’approfondir la

caractérisation du vieillissement des implants dentaires en zircone 3Y-TZP et d’obtenir pour cet

exemple, une corrélation entre la technique du FIB qui permet de visualiser la transformation de

phase ainsi que l’épaisseur transformé sur un échantillon et le DRX qui permet l’analyse

cristallographique des différentes phases.

4 References bibliographique de la troisième partie 1 Branemark P I. Osseointegration and its experimental background. The Journal of prosthetic

dentistry,1983;50:(3), 399-410.

2 Babbush CA, Hahn JA, Krauser JT, Rosenlicht JL. Dental implants: the art and science. Maryland

Heights: Saunders/Elsevier ; 2011.

3 Karoussis I K, Salvi GE, Heitz-Mayfield LJA, Brägger U, Hämmerle CHF, Lang NP. Long-term implant


cohort study of the ITI® Dental Implant System. Clin Oral Implants Res 2003;14 (3): 329-39.

4 Dunn DB. The use of a zirconia custom implant-supported fixed partial denture prosthesis to treat

implant failure in the anterior maxilla: a clinical report. Journal of Prosthetic Dentistry 2008;100:415–

21

5 Vamanu, C. I., Høl, P. J., Allouni, Z. E., Elsayed, S., & Gjerdet, N. R. (2008). Formation of potential

titanium antigens based on protein binding to titanium dioxide nanoparticles. International journal of

nanomedicine, 3(1), 69.

6 Sicilia, A., Cuesta, S., Coma, G., Arregui, I., Guisasola, C., Ruiz, E., & Maestro, A. (2008). Titanium

allergy in dental implant patients: a clinical study on 1500 consecutive patients. Clinical oral implants

research, 19(8), 823-835.

7 Oliva, J., Oliva, X., & Oliva, J. D. (2009). Five-year success rate of 831 consecutively placed Zirconia

dental implants in humans: a comparison of three different rough surfaces. The International journal

of oral & maxillofacial implants, 25(2), 336-344.


81

8Manicone, P. F., Rossi Iommetti, P., & Raffaelli, L. (2007). An overview of zirconia ceramics: basic

properties and clinical applications. Journal of dentistry, 35(11), 819-826.

9 Gahlert M, Gudehus T, Eichhorn S, Steinhauser E, Kniha H, Erhardt W. Biomechanical and


titanium implant in the maxilla of miniature pigs. Clin Oral Implants Res 2007 ; 18 (5) : 662-8.

10 Scarano A, Piattelli M, Caputi S, Favero GA, Piattelli A. Bacterial adhesion on commercially pure

titanium and zirconium oxide disks: an in vivo human study. J Periodontol 2004 ; 75 (2) : 292-6.

11 Sennerby L, Dasmah A, Larsson B, Iverhed M. Bone tissue responses to surface-modified zirconia

implants: a histomorphometric and removal torque study in the rabbit. Clinical Implant Dentistry and

Related Research 2005;7:13–20, 2005.

12 Depprich R, Zipprich H, Ommerborn M, Naujoks C, Wiesmann HP, Kiattavorncharoen S, et al.,

Meyer U, Handschel J. Osseointegration of zirconia implants compared with titanium: an in vivo

study. Head and Face Medicine 2008;4, art. 30.

13 Yamashita D, Machigashira M, Miyamoto M, Takeuchi H, Noguchi K, Izumi Y, et al. Effect of

surface roughness on initial responses of osteoblast-like cells on two types of zirconia. Dental

Materials Journal 2009;28:461–70.

14 Ullman, D. G. (1992). The mechanical design process (Vol. 2). New York: McGraw-Hill.

15 Chevalier J, Gremillard L, Virkar A, Clarke DR. The tetragonal-monoclinic transformation in

zirconia: lessons learned and future trends. Journal of the American Ceramic Society 2009;92:1901–

20.

16 Garvie, R. C., R. H. Hannink, and R. T. Pascoe. "Ceramic steel?." (1975): 703-704.

17 Chevalier, J., Loh, J., Gremillard, L., Meille, S., & Adolfson, E. (2011). Low-temperature

degradation in zirconia with a porous surface. Acta biomaterialia,7(7), 2986-2993.

18 Sanon C, Chevalier J, Douillard T, Kohal RJ, Coelho PG, Hjerppe J, Silva NRFA. Low temperature


2013; 29 (4) : 389-97.

19 ISO 13356:2008. Implants for surgery -- Ceramic materials based on yttria-stabilized tetragonal

zirconia (Y-TZP).

20 Chevalier J, Gremillard L, Deville S. Low-temperature degradation of zirconia and implications for

biomedical implants. Annual Review of Materials Research 2007;37:1–32.

21 ISO 14801:2007. Dentistry -- Implants -- Dynamic fatigue test for endosseous dental implants.

22 Kosmač, T., Oblak, C., Marion, L. The effects of dental grinding and sandblasting on ageing and

fatigue behavior of dental zirconia (Y-TZP) ceramic, Journal of the European Ceramic Society, 2008,

28 (5), pp. 1085-1090.

23 Marro, F.G., Mestra, A., Anglada, M. Weibull strength statistics of hydrothermally aged 3 mol%

yttria-stabilised tetragonal zirconia (2014) Ceramics International, 40 (8 PART B), pp. 12777-12782.

24 Deville S, Chevalier J, Gremillard L. Influence of surface finish and residual stresses on the ageing

sensitivity of biomedical grade zirconia. Biomaterials 2006 ; 27(10) : 2186-2192.


82

25 Gremillard, L., Grandjean, S., Chevalier, J. A new method to measure monoclinic depth profde in

zirconia-based ceramics from X-ray diffraction data. Journal of Materials Research

2010, 101 (1), pp. 88-94.

26 B. R. Lawn, Fracture of Brittle solids. 2n ed. 1993, Cambridge: Cambridge University Press.

27 C. Olagnon, J. Chevalier, and V. Pauchard, Global description of crack propagation in ceramics.

Journal of the European Ceramic Society, 2006. 26: 3051-2059.

28 Zhu T, Li J, Lin X and Yip S Stress-dependent molecular pathways of silica–water reaction J.

Mech. Phys. Solids, 2005, 53 : 1597–623.

29 Chevalier, J., Aza, A. H. D., Fantozzi, G., Schehl, M. and Torrecillas, R., Extending the Lifetime of

Ceramic Orthopaedic Implants. Adv. Mater., 2000, 12: 1619–1621.

30 Andreiotelli, M., Wenz, H. J., & Kohal, R. J. (2009). Are ceramic implants a viable alternative to

titanium implants? A systematic literature review. Clinical Oral Implants Research, 2010, 20(s4), 32-

47.

[31] Gremillard et al. International Journal of Materials Research, 2010,101 (1), pp. 88-94)


83

QUATRIEME PARTIE: MISE EN EVIDENCE DU PHENOMENE DE VIEILLISSEMENT

IN VIVO

1 Introduction Dans cette quatrième partie, l’analyse d’explants issus d’essais cliniques, en particulier à l’aide des

technologies d’imagerie numérique présentées dans la partie précédente, permet de mettre en

évidence, pour la première fois sur des implants dentaires, l’occurrence effective du mécanisme de

vieillissement in vivo.

Cette quatrième partie est présentée sous la forme d’un projet d’article dont la soumission est

prévue prochainement.

2 “Study of a type of 3Y-TZP zirconia dental implant presenting in vivo accelerated

aging”

2.1 Abstract

Introduction. The standard material in oral implantology is the biomedical grade titanium. However,

aesthetic considerations and contemporary demand for metal free materials in dentistry have

catalyzed the search for alternatives to titanium.

Yttria-stabilised zirconia implants have been proposed since the 2000 years, because of its tooth-like

color associated to its high mechanical properties for a ceramic and its excellent biocompatibility.

Moreover, several animal studies show that zirconia implants exhibit an osseointegration

comparable to titanium implants.

In order to favor bone in-growth and osseointegration, surface treatments may be applied to zirconia

implants. Among them, the most common are sandblasting, acid-etching, and deposition of a porous

coating or using surface-structured molds. If surface modification improve bone in-growth, they

could also impact the stability of the tetragonal phase under humid atmosphere. It has been shown,

already in the 80’s, that zirconia could transform with time in the presence of water (i.e. at the

surface). This phenomenon called “Low Temperature Degradation” (LTD) or “aging”, can lead in

certain cases to micro-cracking and could reduce the lifetime of zirconia implant. In vitro studies have

recently highlighted the occurrence of LTD on zirconia dental implants [1] but the scientific backup

on the LTD in vivo of such implants is non-existent although this phenomenon have led to series of

failure of femoral heads made of Yttria-stabilised zirconia in the early 2000s. This paper shows that

LTD could occur in vivo for a specific type of zirconia dental implants.

Experimental. As received 3Y-TZP dental implants with porous coating and explanted implants of the

same type were assessed. The as-received implants were first characterized by Scanning Electron

Microscopy (SEM), X-Ray Diffraction (XRD), and Focused Ion Beam (FIB) enabling 3D reconstruction.

Accelerated aging was performed on these implants and the evolution of monoclinic content with

time followed by XRD. The implants were then characterized again after aging by FIB and XRD.

Explanted implants were characterized by SEM, FIB and XRD. Osseointegrated areas were

characterized by Optical Microscopy (OM), FIB and EDX (Energy Dispersive X-ray spectrometry). A


84

specific Matlab® software was developed to highlight and quantify the thickness of the

transformation zone on the explanted implants.

Results and discussions. The series of tests done on as received implants shows that the porous

coating accelerates LTD. Explanted implants present a residual coating, which is completely

transformed and highly micro-cracked. Osseointegrated part of implant present also a transformed

zone. DRX quantification and FIB sections highlight the occurrence of accelerated LTD for this specific

case of implants after artificial aging (in vitro) and after few years in vivo.

As each dental implant company has its own process, all zirconia implants may behave differently,

even if the composition is the same. Especially, surface modifications can have a large influence on

the kinetic of LTD and could lead, in certain case to a loss of osseointegration after few years of use.

2.2 Introduction Oral implants offer an effective treatment for replacement of missing teeth. Since the pioneering

works of Brånemark in the 60‟s [1], several millions of titanium implants have been produced. It is

reported that the oral implant number will grow at a rate of 6% per year from 2010 to 2015, since

there is a tendency to propose more and more implants to patients to improve their quality of life

(aesthetic, but also mastication and long-term stability) [2]. Current long-term clinical investigations

(more than 10 years of follow-up) report very favorable survival rates, which places titanium and its

biomedical alloys as the gold standard [3].

However, in some cases, the greyish color of a titanium implant may be perceived through the peri-

implant mucosa causing some aesthetic drawbacks [4]. Furthermore, in rare cases, metals (including

titanium) may induce sensitization or allergic reactions [5,6]. Finally, some patients also ask for

completely metal-free dental reconstructions. Thus, implants fabricated with ceramic materials are

gaining popularity and might have a certain clinical and industrial success if they prove to be strong

enough, stable over time and well integrated in the jawbone.

Especially, yttria-doped zirconia ceramics (often referred as 3Y-TZP, standing for 3 mol.% Yttria doped

Zirconia Tetragonal Polycristals) are often presented as the alternative to titanium [7]. These

ceramics present the best mechanical properties of all oxide ceramics[8], they also present an

excellent tissue compatibility and show osseointegration comparable to that of titanium [9]. A

further advantage of zirconia is the reduced formation of plaque [10]. Moreover, zirconia exhibits

color properties closely related to teeth for optimal aesthetics in patients with thin gingival biotypes,

which cannot be met using titanium implants.

However, zirconia is a complex material because it is metastable at room temperature [11]. On one

hand, its excellent mechanical properties are due to the transformation of meta-stable tetragonal

grains to the monoclinic phase under stress (for example in the vicinity of a crack). It is accompanied

by a volume expansion and induces compressive stresses that shield the crack tip from the applied

stresses. This phenomenon is known as transformation toughening. On the other hand, this meta-

stability leads to a possible transformation of grains in contact with water (or body fluids) with time.

This phenomenon is often referred to as low temperature degradation (LTD) or aging and conducted

to failure of several orthopedic head in the beginning 2000 year. Aging is a progressive tetragonal to

monoclinic transformation at the surface triggered by water molecules, which often results in surface

modification (roughening) and micro cracking [12] therefore potentially decreasing the

physicochemical and mechanical properties of the device


85

Worldwide, there are more than 10 companies producing zirconia dental implants and each

manufacturer develops its process, its implant design and its own surface features to promote

osseointegration. It is generally accepted that rough surfaces improve osseointegration and favor

mechanical anchorage with bone. Several strategies are explored to process rough or porous surface

implant i.e. machining, acid etching, sandblasting, molding or coating with a porous layer [13-15 ]. As

already demonstrated in vitro [REF], some surface treatments may affect mechanical strength or/and

lead to accelerated aging. Although this could be detrimental for the bone-implant interface, this

critical point is under-emphasized by zirconia dental implants manufacturers.

Nobel Biocare, a dental implants companies which is very implicated in R&D, has developed a

prototype of 3Y-TZP zirconia dental implant coated by a porous surface (ZiUniteTM surface

technology, Nobel Biocare®) which have been the main subject of a series of studies dealing with

several aspects of the implants, mainly microstructural stability, biological behavior and mechanical

behavior. ZiUnite® implants are actually the dental zirconia implants which have been the most

investigated and characterized, by several research laboratories in Europe and USA (France,

Germany, Italy, Sweden, USA). More generally, the extensive work conducted on ZiUnite® has

provided a better understanding of the behavior of zirconia 3Y-TZP materials in dental fields. A

summary of the main results available on ZiUnite® implants is exposed below.

Their mechanical behavior was validated by in vitro thermocyclic tests in aqueous media [16].

Biomechanical and histological studies conducted in animal models have shown the ability of the

porous surface to enhance short-term bone ingrowth after 3 and 6 weeks of healing [17, 18].

However, one year clinical investigations on twenty eight patients [19], shown a high frequency of

increased radiographic bone loss (>2 mm), leading the authors to conclude that these zirconia

implants may perform worse than conventional titanium implants because of the instability of the

bone-implant interface.

It is generally accepted that peri-implant bone loss is a multifactorial phenomenon including such

factors as loading stress and bacterial colonization. Surface metastability of 3Y-TZP material could be

an additional cause of dental implant failure. In vitro microstructural stability of the porous coating

has thus been investigated [20, 21], highlighting the effect of all processing steps on aging kinetics

and fracture strength. In particular, theses in vitro studies shown that the main origin of the apparent

sensitivity of ZiUnite® prototypes to LTD is clearly related to the features of the porous zirconia layer.

The interconnected porosity offers a path for the transformation, which could start at every surface

accessible by water, so that the overall porous layer could be transformed in a short period of time.

After a clinical study conducted by Kohal, several ZiUnite® implants had to be removed due to the

loss of bone-implant interface leading to a high mobility.

The objective of the present study was to assess the role of LTD in the failure of these removed

ZiUnite® implants (or explants).

2.3 Materials and methods


86

2.3.1 Implant description

This research was conducted on prototype zirconia implants with a porous surface manufactured by Nobel Biocare (ZiUnite®). The porous surface was deposited on sintered implants, by coating the endosseous part with a slurry containing zirconia powder and a pore former (patent application SE03022539-2). A second sintering of the implants yielded to the burn off of the pore former and to a porous surface. The presence of the coating gave rise to a rough and porous, 15 μm-thick surface layer according to the manufacturer. Implant source The implants assessed during this investigation were failing implants that had been removed due to peri-implant bone breakdown. The implants were placed for a prospective clinical cohort investigation to investigate the clinical and radiographic outcome of a one-piece zirconia oral implant [19] [22]. In this clinical investigation 93 patients were enrolled and a total of 121 implants were installed. All patients were treated with a one-stage implant surgery, i.e. the implants were placed in a transmucosal way. 65 patients received single tooth implants and 28 patients one three-unit bridge each. All implants were immediately temporized. A total of 65 implants were placed in the 65 single implant patients and 56 implants were inserted in the 28 three-unit bridge patients. 29 of the implants were placed in the maxilla and 92 of the implants were placed in the mandible. Twelve implants were placed in the anterior tooth area (from canine to canine) and 109 implants in the posterior zone (premolars and molars). 10 implants were inserted immediately after tooth removal (immediate implant installation) and 111 implants were inserted in areas where the soft and hard tissues were healed (late implant installation). Concerning the surgical approach of implant installation, 11 implants were placed without raising a flap, for 24 implants the punch technique was used, 62 implants were placed using a flap without releasing incisions, and 25 implants were inserted with a flap and releasing incisions. Of the 121 implants 4 implants failed due to non-integration. Therefore, 117 implants were restored with 63 single crowns and 27 three-unit bridges. The reconstructions were fabricated using zirconia frameworks (Procera® Zirconia, Nobel Biocare®, Goteborg, Sweden) hand-layered with a silicate ceramic (NobelRondo™ Zirconia, Nobel Biocare®). The 1-year cumulative implant survival rate in the single implant group was 95.4%, and in the three-unit bridge group 98.2% [19] [22]. This survival results were not different compared to investigations using titanium two-piece implants. However, after one year, an increased radiographic bone loss could be observed in both groups. In the single implant cohort, 14% of the implants lost more than 3 mm peri-implant bone, and 32% of implants in the three-unit bridge cohort lost more than 3 mm. The implants that were not osseointegrated had to be removed. Up to date, 29 implants from 21 patients had to be removed using a flapped approach and a trephine burr. The mean time period the removed implants were in situ was 47.7 months. Thus the failure rate after 4 years is around 25%. After removal of the implants, the implants were immediately immersed in 4% buffered formalin and subsequently embedded in a chemically polymerizing methylmetacrylate (Technovit 9100, Heraeus Kulzer, Wehrheim, Germany). The polymerized, non-decalcified specimens were cut using a diamond saw and afterwards grounded Exakt Apparatebau, Norderstedt, Germany), polished. One half of a specimen was used to perform histology (data unpublished) and the other half of the specimens was used to evaluate the ageing of the implant material in vivo. In the framework of this investigation, microstructural analyses were performed on 18 of the 29 explants.


87

2.3.2 Microstructural characterization

Optical microscopy was used on 14 sectioned explants to detect areas of explants still covered by bone and to give a global vision of relationship between residual bone and surface of the explant. Microstructural aspect of 4 explants (Explants n° 5, 57, 67, 91) was investigated using a Scanning Electron Microscope (Supra 40, Carl Zeiss AG, Oberkochen, Germany) to analyze the surface and a dual beam Focus Ion Beam (FIB, NVision 40; Carl Zeiss Microscopy GmbH, Oberkochen, Germany) for further investigation below the surfaces. All FIB acquisitions were made on the endosseous part of the implants and especially on residual osteo-integrated areas of explanted devices. FIB/SEM imaging was performed using a FIB/SEM workstation combining a SIINT zeta FIB column (Seiko Instruments Inc. NanoTechnology, Japan) with a Gemini column. In brief, the FIB uses a liquid metal ion source of Ga+ ions accelerated between 2 and 30 keV that are focused to the surface to cut slices of materials. SEM images are taken simultaneously with the electron beam. FIB/SEM therefore produces two dimensional image datasets that can be used as cross-sections, but that are also suitable for the reconstruction of microstructures in three dimensions. Three-dimensional analysis using FIB tomography is essentially a two-step process. After acquisition of the raw data as described above, this dataset is taken offline for further processing and 3D visualization. FIB leads to the production of a stack of assumed equidistant cross sections through the analyzed volume. The subsequent image processing workflow can link slices fine alignment, data cropping, image filtering, segmentation/threshold operations, morphological operations, labeling, quantification and visualization. Image processing operations were carried out using the software Fiji (http://fiji.sc/wiki/index.php/Fiji), developed at the National Institutes of Health (Bethesda, USA).Chemical analysis of bone/explant interface was also conducted on the FIB slices using Energy Dispersive X-Ray Spectroscopy (EDX) with an illuminating electron beam at 10 keV.

2.3.3 Numerical image analysis

LTD usually nucleates at the surface and then propagates on the surface and into the bulk of 3Y-TZP

zirconia materials. Observing cross-sections of an aged material, one can visually detect and trace

manually the frontier zone separating the transformed zone from the untransformed zone; this is a

fastidious work because of the high number of slides generated by the analysis of a representative

volume (typically around 200 to 300 slides). Moreover, one cannot extract quantitative information

with manual work. At this stage, it’s important to note that, there is always a transition zone

between the transformed zone and the untransformed zone measuring 0.5 to 1µ because at this

location, there are grains which are partially transformed, but we can locate an horizontal area

where t-m transformation starts to stop.

Specific Matlab® software was developed to highlight the transition zone between the transformed (monoclinic) and intact (tetragonal) zones in the FIB slices, and also to quantify the volume of transformed area in zirconia explants. Numerical analysis of transformed part of a zirconia explants became possible thanks to the microstructural changes following the 3Y-TZP tetragonal to monoclinic (t-m) transformation. This software runs in main three steps. First, a pre-processing using a median filter is necessary to decrease the noise on the images. Second, the edges are detected in the image using a plugin with Canny method (Canny edged detector). These edges correspond physically to grain boundaries and edges of transformation twinning inside transformed grains. Edges are used here as the criteria of


88

segmentation. After applying this plugin, the binary image contains roughly two areas visible by the difference of edges density: one with many edges, corresponding to the transformed part, and one with few edges representing the untransformed part of zirconia. At these steps, manual setting are possible for a better adaption. Finally, a clear separation of the transformed and untransformed zones is realized by dilatations and erosions mathematical operations to enhance the differences between these two areas. Thus a plugin called “region-prop” is used to keep only two distinct areas: the transformed part and the untransformed part. Then, the transformed part is extracted and finally submitted to a post-processing consisting in quantitative analysis of stack of slides, statistic calculations and 3D visualization of the transformed/non transformed interface.

2.3.4 Evaluation of state of aging of explants

To evaluate if surface aging could be involved in this failure, monoclinic fraction was measured at the surface the endosseous part of explants by X-ray diffraction (XRD) in Bragg-Brentano configuration, using a Brüker D8 Advance instrument (Brüker, Karlsruhe, Germany) with the following parameters: CuKα radiation, 2Ѳ[27° - 33°], scan speed of 0.2°/min and step size of 0.02°. Monoclinic content was then calculated with Garvie and Nicholson equation [REF]:

(1) Where Xm is the integrated intensity ratio, Im(h k l) is the area of the (h k l) peak of the monoclinic phase and It(h k l) is the area of the (h k l) peak of the tetragonal phase. The experimental monoclinic/(monoclinic+tetragonal) volume ratio fm was then determined using Toraya’s calibration, by [REF]:

(2)

2.4 Results

2.4.1 Characterization of as received ZiUnite implant

Characterization of as received ZiUnite Implant was performed in a previous study [23] and results

showed that the porous coating lead to an accelerated aging compared to polished surfaces. This

result is clearly related to the features of the porous zirconia layer. The interconnected

porosity offers a path for the transformation to start at every surface accessible by water, so

that the overall porous layer can be transformed in a short period of time after an aging

duration of 5 hours (roughly corresponding to 10 years at 37°C).

Xm =I

m 111( )+ I

m 111( )

Im 111( )

+ Im 111( ) + I

t 101( )

f =1.311 ´ Xm

1+ 0.311 ´ Xm


89

2.4.2 Microstructural characterization of ZiUnite explant

2.4.2.1 Optical microscopy

Optical microscopy examinations were performed on 14 embedded, sectioned and polished explants.

All explants analyzed showed a bone loss on at least three quarters of the implants length, only the

apical part being still in contact with bone. The general histological features are dominated by a

mature bone tissue with lamellar and concentric bone structures (osteons) organized into haversian

systems with the presence of interstitial lamellae signing a remodeling process. Several osteocytes

stalls of near 30 µmare visible (Figure 4.1).

Figure 4.1: Left: Low Magnification SEM picture of the explant n°67, showing a bone loss on at least three quarters of the implants length, only the apical part being still in contact with bone. Right: Low magnification optical microscopy examination of osteointegrated part of explant n°54, after sectioning and polishing. The histological organization of the bone is visible, with osteons centered on haversians canals and interstitial lamellae between osteons units.

2.4.2.2 SEM examination

SEM examination of the surface of explants shows the porous coating, except for the apical part of

explants where surfaces are covered by a bone-like tissue. At higher magnification, spreaded cells

(probably osteoblasts) with radial membrane extension are visible at the surface. Zirconia grains and

microstructure of a membrane extension are also visible at higher magnification (Fig. 4.2)

Haversian canal

Interstitial

lamellae

Osteon

100µ


90

Fig. 4.2: SEM analysis of explant n°67. Image A shows presence of bone only on apical part of the explant and located preferentially between threads (image B and C). Spreaded osteoblast like cell and its radial membrane extension is is visible on image D. At higher magnification (image E), fibrillar aspect of cell extensions and surface zirconia grain are visible through the thin thickness of bone.

2.4.2.3 Dual beam FIB-SEM and EDX analysis

Thanks to ionic abrasion, FIB could provide visualization of internal microstructures of the coating

and the bulk of explants. The analysis was conducted both on “nude” and “bone-covered” (apical

part) parts of explants.

A B

C

E

Bone

Bone

Bone

Bone

Osteoblast

D

Extension

Zirconia

Bone

Thread

Thread


91

FIB slices on “nude” surfaces of explants shows that the microstructure of the porous coatings is

damaged (Figure 4.3). Mainly, a decrease of the thickness of the coating and extensive microcracking

can be observed: in some areas, the coating is almost inexistent. Besides, the implants contain

transformed (monoclinic) grains throughout the residual coating and even in the bulk (at least in the

part accessible by FIB, e.g. a few microns below bulk/coating the interface) (tableau 4.1).

Figure 4. 3: FIB Slices of explants showing damaged microstructure of the coating


92

FIB slices performed on the apical part of explant, still covered by bone, revealed a close contact

between bone and surface of explant with a bone ingrowth into the porosity and through the whole

thickness of the coating (Fig. 4.4). Microstructural analysis of the coating shows transformed grains

with general patterns of t-m transformation (twinning of grains and microcracks).

Despite the presence of microcracks and the filling of the pores by bone, the whole thickness of the

coating is preserved in this apical part.

EDX chemical analyses performed on the coating confirmed that the histological structure seen into

pores is a mineralized bone with the presence of Ca and P. At this magnification, histological feature

of bone are not visible.

Figure 4.4: FIB slice taken in the apical part of explant n°67. The first acquisition showed the bone ingrowth in all the length of the coating. The high magnification acquisition shows transformed grains with microcracks. The right image is EDX mapping of Ca proving the presence of calcified tissue.


93

2.4.2.4 XRD on explants

Results of XRD measurements show presence of monoclinic grains at the surfaces, meaning that t-m

transformation occurred in vivo. There is a large variation on the monoclinic content measured, most

probably because the thickness of the coating varies with the location where XRD was conducted,

since the coating was partially pulled-out during the extraction procedure. It appears however that

there is a large transformation of the implants surface.

Number of explant analyzed

In vivo duration before explantation (month)

Length of residual coating measured on FIB acquisition (µ)

Transformation depth measured on FIB acquisition (µ)

XRD monoclic fraction (%)

5 52 13 15 67

57 40 3 3.6 52

67 37 7.2 8.4 50

91 64 5 5.6 21

Table 4.1: Results of XRD and FIB analysis conducted on 4 explants

2.4.3 Numerical analysis

Analysis of FIB slices taken from explant n°67 (Figure 4.5), reveals the microstructure of the coating and a part of the bulk. All the coating and a thin layer of the bulk is transformed. We can see a transition zone between transformed zone and untransformed zone measuring 1 to 1.5µm, located at the surface of the bulk where the front of transformation appears like an horizontal and irregular line.

Figure 4.5 : FIB cross section taken on explant n°67 at the top of a thread, showing the complete

trasnformation of the porous coating and progression of the transformation towards the first micron

of the bulk and an area highly microcracked.

1µ

Microcracked zone


94

After the use of the Canny Edge detector and successive dilatation and erosion operation on edges, and finally the region prop plugin, we can see a clear separation in two zones (Figure 4.6).

After these, the post-processing of calculation give the volume of the transformed zone and its fraction is obtained after calculation of the total volume of the sectioned part. Topographic analysis of the front of transformation is given with magnitude of pics and valleys (Figure 4.7).

Figure 4.6: Results of the segmentation process of the transformed zone (in white)


95

Figure 4.7: Graphic of surface of the transition zone and its topography.

2.5 Discussion

On the state of the porous coating after 3 to 5 years in vivo

First, the XRD measurements performed on explants shows a high level of surface monoclinic

fraction, in agreement with previsions based on a previous in vitro investigation [23]. FIB

examinations reveal features and magnitude of the porous coating degradation and show that some

areas haven’t got coating anymore.

These two technics are complementary and reveal that LTD could be involved in the clinical failure of

these implants because t-m transformation is followed by microcracking, detrimental for the

bone/implant interface. SEM dual FIB acquisition following 3D reconstruction and quantitative

analysis of ZiUnite as received implants were already performed in our previous study [21], showing

first the importance of the porosity content in the coating (76%) and second the total

interconnectivity allowing access of body fluids at the surface to the bulk of the implants. These

results gave explanation of the high velocity of t-m transformation from the coating to the bulk

reported after DRX measurements.

The scenario is thus the following: rapid transformation of the porous coating, as expected from the

previous in vitro studies on ZiUnite® (les deux refs. Celle de Joel Loh est importante, et celle de

Clarisse), associated to micro-cracking. At the same time, good osteo-integration of the implant, with

bone growing between threads of the implants and inside the porosity network. This leads then to a

detachment of the porous coating from the bulk of the implant, and implant loss.

On the roles of mechanical stress on degradation of the porous coating

Our in vitro previsions did not take account for mechanical stress present at the bone/implant

interface during chewing which generate shear and compression stresses at the interface. Shear

stresses are located on lateral part and compressive stress are focused on the apical part of implants

[Palacci, le gall,]. Palacci, Patrick, Ericsson, Ingvar -- Liger, Francine. Esthétique et implantologie

[Texte imprimé] : gestion des tissus osseux et péri-implantaires. 2001.


96

It is known that shear stresses can be detrimental for the bone/implant interface [24,25]. This may

be especially true in the case of porous coating and even more in the case of aged coating which is

brittler with microcracks

However, compressive stresses could be beneficial for the bone/implant interface, strengthening

anchorage of bone into the coating and closing microcracks of the coating.

All explants analyzed here present an apical part still covered by bone, although the coating at the

apical part is completely transformed; this is compatible to an apical area of implants subjected to

very low shear stresses and/or to compressive stresses, as it is generally accepted in literature [26-

29].

On the contrary, only few tissue was found on the lateral parts of the implants, and at this location

the coating is highly damaged (microcracked and even pulled-out), which is compatible with the high

shear stresses expected from the literature [26-29]

As we noted, LTD could lead to a microcracking of the coating, leading to the loss of bone/implant

integration and subparticles created during the microcracking of the porous coating could lead to an

inflammation of peri-implant tissue that’s to say to a peri-implantitis which finally conducted to bone

resorption.

With this, an additional bacterial colonization of the gap between the bone and the implant is

possible.

On the innovating numerical technology for 3Y-TZP zirconia materials

So far, no clinical study was conducted on zirconia dental implants with an emphasis on LTD although

several cases of failures related to t-m transformation were reported for zirconia heads in orthopedic

fields. The microstructural investigation of the surface and sub-surface damage by XRD and FIB

allowed us to assess the degree of transformation, micro-cracking and delamination of the porous

ZiUnite® coating after some years in vivo, which could explain the high level of implant failures

clinically.

As we already said, the numerical approach is powerful for deeper characterization of zirconia but it

could be enhanced if untransformed grains in transformed zone could be detected and quantified

and more if we could detect the transformed fraction in a grain in transition zone, where grains are

not totally transformed or in the case of toughening transformation induce by mechanical stress

which lead to partially transformed grains [30].

2.6 Conclusion This experiment shows first, that we could learn a lot with deeper study of explants, secondly, that

interdisciplinary methods offers an unlimited way to expand our knowledge on material

characterization.

We have highlighted in this study, the existence and significance of in vivo LTD on zirconia materials,

even after a short in vivo duration. LTD could be implicated in the loss of osteointégration by

delamination of the coating and or release of zirconia particles causing inflammatory reaction and

peri-implant bone resorption. It should be not accepted to not take into account for the possibility of

this failure mode in clinical studies relating on zirconia implants.


97

2.7 Références bibliographiques de la 4ème partie [1] Branemark P I. Osseointegration and its experimental background. The Journal of prosthetic

dentistry,1983;50:(3), 399-410.

[2]Babbush CA, Hahn JA, Krauser JT, Rosenlicht JL. Dental implants: the art and science.Maryland

Heights: Saunders/Elsevier ; 2011.

[3]Karoussis I K, Salvi GE, Heitz-Mayfield LJA, Brägger U, Hämmerle CHF, Lang NP. Long-term implant


cohort study of the ITI® Dental Implant System. Clin Oral Implants Res 2003;14 (3): 329-39.

[4] Dunn DB. The use of a zirconia custom implant-supported fixed partial denture prosthesis to treat

implant failure in the anterior maxilla: a clinical report. Journal of Prosthetic Dentistry 2008;100:415–

21

[5]Vamanu, C. I., Høl, P. J., Allouni, Z. E., Elsayed, S., & Gjerdet, N. R. (2008). Formation of potential

titanium antigens based on protein binding to titanium dioxide nanoparticles. International journal of

nanomedicine, 3(1), 69.

[6] Sicilia, A., Cuesta, S., Coma, G., Arregui, I., Guisasola, C., Ruiz, E., & Maestro, A. (2008). Titanium

allergy in dental implant patients: a clinical study on 1500 consecutive patients. Clinical oral implants

research, 19(8), 823-835.

[7] Oliva, J., Oliva, X., & Oliva, J. D. (2009). Five-year success rate of 831 consecutively placed Zirconia

dental implants in humans: a comparison of three different rough surfaces. The International journal

of oral & maxillofacial implants, 25(2), 336-344.

[8] Manicone, P. F., Rossi Iommetti, P., & Raffaelli, L. (2007). An overview of zirconia ceramics: basic

properties and clinical applications. Journal of dentistry, 35(11), 819-826.

[9] Gahlert M, Gudehus T, Eichhorn S, Steinhauser E, Kniha H, Erhardt W. Biomechanical and


titanium implant in the maxilla of miniature pigs. Clin Oral Implants Res 2007 ; 18 (5): 662-8.

[10] Scarano A, Piattelli M, Caputi S, Favero GA, Piattelli A. Bacterial adhesion on commercially pure

titanium and zirconium oxide disks: an in vivo human study. J Periodontol 2004 ; 75 (2) : 292-6.

[11] Chevalier J, Gremillard L, Virkar A, Clarke DR. The tetragonal-monoclinic transformation in

zirconia: Lessons learned and future trends. J Am Ceram Soc,2009;92:1901-1920.

[12] Chevalier J. What future for zirconia as a biomaterial? Biomater, 2006;27:535-543.

[13] Sennerby L, Dasmah A, Larsson B, Iverhed M. Bone tissue responses to surface-modified zirconia

implants: a histomorphometric and removal torque study in the rabbit. Clinical Implant Dentistry and

Related Research 2005;7:13–20, 2005.

[14] Depprich R, Zipprich H, Ommerborn M, Naujoks C, Wiesmann HP, Kiattavorncharoen S, et al.,

Meyer U, Handschel J. Osseointegration of zirconia implants compared with titanium: an in vivo

study. Head and Face Medicine 2008;4, art. 30.

[15] Yamashita D, Machigashira M, Miyamoto M, Takeuchi H, Noguchi K, Izumi Y, et al. Effect of

surface roughness on initial responses of osteoblast-like cells on two types of zirconia. Dental

Materials Journal 2009;28:461–70.


98

[16] Andreiotelli M, Kohal RJ. Fracture strength of zirconia implants after artificial aging. Clin Implant

Dent Relat Res 2009 ; 11 (2) : 158-66.

[17] Sennerby L, Dasmah A, Larsson B, Iverhed M. Bone tissue responses to surface modified zirconia

implants: a histomorphometric and removal torque study in the rabbit. Clinical Implants Dentistry

and Related Research 2005 ; 7 (Suppl 1) : S13-20.

[18] Rocchietta I, Fontana F, Addis A, Schüpbach P, Simion M. Surface-modified zirconia implants:

tissue response in rabbits. Clin Oral Implants Res 2009 ; 20 (8) : 844-50.

[19] Kohal RJ, Knauf M, Larsson B, Sahlin H, Butz F. One-piece zirconia oral implants: 1 year results

from a prospective cohort study. 1. Single tooth replacement. J Clinical Periodontol 2012 ; 39 (6) :

590-7.

[20] Chevalier J, Loh J, Gremillard L, Meille S, Adolfson E. Low-temperature degradation in zirconia

with a porous surface. Acta Biomater 2011 ; 7 (7) : 2986-93.

[21] Sanon C, Chevalier J, Douillard T, Kohal RJ, Coelho PG, Hjerppe J, Silva NRFA. Low temperature


2013; 29 (4) : 389-97.

[22] Kohal RJ1, Patzelt SB, Butz F, Sahlin H.: One-piece zirconia oral implants: one-year results from a

prospective case series. 2. Three-unit fixed dental prosthesis (FDP) reconstruction.J Clin Periodontol.

2013 May;40(5):553-62. doi: 10.1111/jcpe.12093. Epub 2013 Mar 18.).

[23] Sanon, C., Chevalier, J., Douillard, T., Cattani-Lorente, M., Scherrer, S. S., & Gremillard, L. (2014).

A new testing protocol for zirconia dental implants. Dental Materials. Article in press.

[24] Palacci, Patrick, Ericsson, Ingvar -- Liger, Francine. Esthétique et implantologie [Texte imprimé] :

gestion des tissus osseux et péri-implantaires. 2001.

[25] Le Gall MG, Lauret JF. La fonction occlusale: implications cliniques. Paris: Editions CdP ; 1998.

[26] G. Grégoire et C. Séverin. Elaboration, caractérisation et biointégration. Journal de Biomatériaux

Dentaires, vol.9, 1994

[27] Gross M. D., & Nissan, J. (2001). Stress distribution around maxillary implants in anatomic

photoelastic models of varying geometry. Part II. The Journal of prosthetic dentistry, 85(5), 450-454.

[28] Sevimay, M., Turhan, F., Kiliçarslan, M. A., & Eskitascioglu, G. (2005). Three-dimensional finite

element analysis of the effect of different bone quality on stress distribution in an implant-supported

crown. The Journal of prosthetic dentistry, 93(3), 227-234.

[29] Koca, O. L., Eskitascioglu, G., & Usumez, A. (2005). Three-dimensional finite-element analysis of

functional stresses in different bone locations produced by implants placed in the maxillary posterior

region of the sinus floor. The Journal of prosthetic dentistry, 93(1), 38-44.

[30] Muñoz-Tabares, J. A., Jiménez-Piqué, E., Reyes-Gasga, J., & Anglada, M. (2012). Microstructural

changes in 3Y-TZP induced by scratching and indentation. Journal of the European Ceramic Society,

32(15), 3919-3927.


99

CINQUIEME PARTIE : CONCLUSION

Dans la première partie, la synthèse bibliographique nous montre, au préalable, que les

connaissances accumulées dans chacune des disciplines abordées sont à la fois étendue et

spécifique, et cette tendance à la spécialisation fractionne finalement les savoirs entrainant un

manque de communication entre les différents domaines. Prenons pour exemple, le phénomène de

vieillissement de la zircone 3Y-TZP qui a été découvert au début des années 1980 et qui est encore

sous-estimé dans le domaine de l’implantologie orale, alors que des implants en zircone 3Y-TZP sont

commercialisés depuis le début des années 2000.

Il était donc primordial de valider et d’appliquer les connaissances acquises dans le domaine des

sciences des matériaux sur la zircone 3Y-TZP et de l’histoire de celle-ci en orthopédie pour son

application en implantologie oral. C’est l’objectif de notre première publication : “Low temperature

degradation and reliability of one-piece ceramic oral implants with a porous surface” où nous avons

mis en évidence l’influence du procédé d’élaboration sur le comportement mécanique et la stabilité

microstructurale des implants et en particulier, l’influence de la taille des grains sur la cinétique de

vieillissement, puis l’effet du vieillissement sur les propriétés mécaniques. Nous avons constaté que

chaque procédé d’élaboration aboutit à une microstructure particulière, qui par la suite, influence la

durabilité du produit fini. Concernant l’implant étudié dans cette publication, nous avons observé

entre autres, une microfissuration de la surface au cours du vieillissement, ce qui, in vivo, pourrait

entrainer une délamination de la surface de l’implant et une libération de particules de revêtement,

défavorables au maintien de l’ostéointégration.

Dans notre deuxième publication : “A new testing protocol for zirconia dental implants”, nous

proposons un protocole d’évaluation prenant réellement en compte les spécificités du produit fini. Il

permet dans un premier temps, d’évaluer l’effet de l’état de surface et de la microstructure sur la

résistance mécanique d’implants neufs, puis de suivre leurs cinétiques de vieillissement tout en

analysant l’évolution de la microstructure et son influence sur la résistance mécanique au cours du

vieillissement, tout cela permettant in fine, de prédire la durabilité d’un type d’implant. Les résultats

de notre étude montrent que les surfaces alvéolaires et poreuses, développées dans l’optique

d’améliorer l’ostéointégration, peuvent être délétères pour la durabilité de l’implant, dans un cas

affectant la résistance mécanique par la présence de défauts critiques, et dans l’autre cas accélérant

le phénomène de vieillissement du fait de l’importance de la porosité et de son interconnexion. De

ce fait, aucune généralisation ne peut être faite, chaque type d’implant doit faire l’objet d’une étude

approfondie intégrant l’analyse de la microstructure et l’évaluation de la durabilité.

Les cinétiques de vieillissement ont été réalisées par des mesures périodique en DRX, les résultats

sont globalement cohérents avec les estimations retrouvées dans la littérature, mais ce suivi pourrait

être amélioré par l’utilisation de la spectrométrie Raman, du fait de la géométrie complexe des

implants dentaires. Par ailleurs, l’utilisation de la technologie innovante du FIB permet d’approfondir

la caractérisation microstructurale des implants grâce à la possibilité de traitements d’image donnant

accès à la quantification de la microstructure et de son évolution. Nous avons pu ainsi quantifier des

paramètres tels que la porosité, l’interconnexion de cette porosité et les différentes phases en

présence, et cela a grandement apporté à la compréhension du comportement microstructural et

mécanique des implants étudiés.

En exploitant cette possibilité de traitement des images acquises par le FIB, nous avons développé un

programme informatique (sur le logiciel Matlab®) permettant la détection et la quantification du

vieillissement pour un volume donné. Cette détection de la zone vieillie ou transformée est fondée


100

sur les modifications microstructurales engendrées lors du vieillissement et qui sont bien visibles sur

les acquisitions du FIB. Les résultats obtenus en termes de quantification pourraient être affinés, en

développant d’avantage la méthode de segmentation de la zone vieillie.

Alors que l’ensemble de notre travail de thèse concernait jusqu’à présent l’étude d’implants en

zircone 3Y-TZP vieillis artificiellement, nous proposons dans la quatrième partie, l’analyse d’explants

en zircone 3Y-TZP issus d’une étude clinique. Ils ont été extraits de l’alvéole osseuse après 3 à 5 ans

de mastication à la suite du constat clinique de la mobilité des implants dans leur alvéole,

témoignant de la perte d’ostéointégration de l’implant. Notre objectif était d’étudier l’implication du

phénomène de vieillissement sur cette perte d’ostéointégration. Dans un premier temps, nous avons

montré après quantification et visualisation, que ces explants avaient été sujet au vieillissement in

vivo et présentaient une surface transformée, microfissurée et délaminée. Le vieillissement

pourraient donc être impliqué dans cette perte d’ostéointégration, soit du fait de la délamination

(c’est-à-dire de la désintégration de la surface, conduisant à la perte de contact avec l’os), soit du fait

de la libération de particules de zircone (entrainant une réaction inflammatoire, à l’origine d’une

résorption de l’os péri-implantaire).

Nous avons pu mettre en évidence les relations ou réactions existant entre l’os et l’implant à trois

niveaux :

- d’abord à un niveau biochimique par la transformation de phase de la zircone au contact

des fluides biologiques contenus dans l’os,

- puis à un niveau histologique, mettant en évidence la capacité de biocompatibilité et

d’ostéointégration de la zircone, avec la formation d’un tissu osseux mature autour de l’implant

- enfin, à un niveau biomécanique avec l’action des différentes composantes des forces

masticatoires s’exerçant à la surface de l’implant et conduisant à une perte osseuse peri-implantaire

caractéristique.

Nous avons pu également appliquer le logiciel informatique de traitement d’image développé afin

de mettre en lumière et d’expliciter l’existence de ce phénomène de vieillissement in vivo, qui n’est

toujours pas pris en compte dans les études cliniques.

Ce travail de thèse met en outre, en lumière, cette nécessité de créer des liens, des interfaces entre

les différentes disciplines impliquées dans cette application, dans le but de sensibiliser les acteurs de

ce marcher aux problématiques rencontrées et d’optimiser de ce dispositif médical, à la lumière des

connaissances actuelles. Sans l’apport de praticiens, d’experts en science des matériaux céramiques

et en microscopie et de spécialistes du traitement de l’image, ce travail n’aurait pas pu être aussi

complet.


101

ANNEXES

1.Table des figures Figure 1.1 L’implant CBS (Crystalline Bone Screw).

Figure 1.2 : Implants Frialit 1 (Friadent, Allemagne).

Figure 1.3 : Implant Z-LOOK (Z-Systems, Allemagne).

Figure 1.4: CIM® implant (Straumann®, Suisse)

Figure 1.5: Schéma des structures cristallographiques quadratique (ou tetragonal) et monoclinique de

la zircone, montrant la composante de cisaillement lors du passage de la forme quadratique vers la

forme monoclinique.

Figure1.6 : Mécanisme de renforcement de la zircone 3Y-TZP par transformation de phase.

Figure 1.7: Mécanisme de vieillissement de la zircone 3Y-TZP

Figure 1.8 : Contraintes calculées par la méthode des éléments finis dans un implant en zircone, dans

le cadre d’un essai suivant les conditions de chargement de la norme ISO 14801. Crédit : Pierre-Yves

Prodhomme, AKEO+.

Figure 1.9 : Evolution de la contrainte à la rupture d’une céramique présentant une ténacité de 6

MPa√m, en fonction du type et de la taille de défauts pouvant être rencontrés.

Figure 1.10 : Aspect inesthétique du sourire causé avec un implant en titane.

Figure 1.11 : Solutions de protection utilisée pendant la phase de cicatrisation. Prothèse amovible

évidée en regard de l’implant à droite et gouttière de protection à gauche.

Figure 2.1: (a) Focused Ion Beam 3D reconstruction of an implant surface (top of a thread) showing

the polycrystalline nature of the material (orientation contrast) and the porosity of the surface

coating. Parameters of the volume: Volume: 18 x 11 x 4 μm³, Voxel size: 10 x 10 x 10 nm³. (b) FIB-Slice

cross-section. Note the different grain size in the porous layer (sintered once) and the bulk (sintered

twice). Pores appear in black

Figure 2.2: Image analysis obtained by contrast segmentation of a FIB reconstruction. Interconnected

porosity (in the porous coating) is in red, closed pores (in the bulk, underneath the porous coating) in

blue, and alumina grains in green.

Figure 2.3: Evolution of XRD monoclinic fraction versus aging duration at 134°C in autoclave (●),

compared to previous work (Chevalier et al. [18]) on a dense 3Y-TZP (○). Inserts represent the depth of

the monoclinic layer as observed by FIB.

Figure 2.4: FIB cross-sections taken from the surface of an implant aged for 20 hours (a) and 100

hours (b). The three inserts of Figure 5b show the different contrasts observed in the untransformed

areas and in the transformed zone (twining of the grains).

Figure 2.5: 3D FIB reconstruction of the implant aged for 20 hours (a) and 100 hours (b), after an

image segmentation highlighting micro-cracks (in green).


102

Figure 2.6: (a) Risk of failure (Unreliability) as a function of number of cycles for 1000 N load (Use

stress 90% CB), for non-aged (black circles) and aged (blue circles) implants. (b) Survival probability

versus load for non-aged (black circles) and aged (blue circles) implants.

Figure 3.1: SEM pictures of the three types of implants and their surface features.

Figure 3.2: FIB /SEM pictures of the surface of as-received implants.

Figure 3.3: (a) FIB/SEM picture of a ZiUnite implant (as-received) at higher magnification, showing

transformation of grains around pores even before accelerated aging tests. (b) 3D reconstruction of

the surface coating the after relevant segmentation, to highlight the porosity features of the material

(22μm x 4μm x 12.5μm). Interconnected porosity is in blue whereas isolated pores are in green.

Figure 3.4: (a) Comparison of aging kinetics measured directly at the surface of a ZiUnite implant and

on a sectioned and polished implant (as recommended by ISO 13356). (b) Aging kinetics of ZiUnite,

Axis-Rough and Axis-Alveolar implants, all measured at their surface.

Figure 3.5: FIB/SEM pictures of the surface of the implants after 5 hours of aging at 134°C. (a) and (b)

for ZiUnite showing a entire transformation of the porous coating, (c) and (d) for AXIS „Rough‟ and

“Alveolar‟ showing only limited transformation. Dashed lines represent the limit of the

transformation zone.

Figure 3.6: Fractography of the two types of AXIS experimental implants, after load to failure tests.

Figure 3.7 : Acquisition du FIB montrant la microstructure de l’implant. Les grains transformés se

distinguent des grains non transformés (cercle bleu) par leur aspect strié (cercle rouge). Certains

grains sont partiellement transformés (cercle orange). Le front de transformation est horizontal mais

irrégulier, il est situé dans l’intervalle des deux lignes : la zone de transition.

Figure 3.8 : Image traité par le module de détection de contours « Canny edge detector ». Les deux

zones se distinguent aisément par la différence de densité de contour créant un contraste.

Figure 3.9 : Résultats obtenues après plusieurs opérations d’érosion/dilatation.

Figure 3.10: Après utilisation du module de globalisation des zones « Region-prop », la délimitation

est claire. La zone transformée (blanche) va être extraite et quantifiée.

Figure 3.11 : Tracé du front de transformation sur l’image originale rendue possible après les

opérations successives.

Figure 3.12 : Ajustement du nombre d’érosion et de dilatation nécessaires pour la quantification du

volume total.

Figure 3.13. : L’implant Zir Roc Sablé (Paris Implant). Photographie générale, micrographie des filets

usinés puis de la surface (MEB).

Figure 3.14 : Image obtenue par usinage ionique, au FIB (en haut)), puis reconstruction 3D (en bas) et

quantification des fissures, des grains d’alumine et des pores pour un volume de 19.9 µm x13.78

µmx1.52 µm.

Figure 3.15 : Analyse du niveau de l’interface et de sa topographie. L’amplitude maximale des pics et

des vallées est évaluée de 0 à 1000nm

Figure 3.16 : Courbes obtenues après suivi de l’évolution de la transformation de différents types

d’implants analysés. La courbe bleue correspond à celle des implants ZirRoc.


103

Figure 4.1: Left: Low Magnification SEM picture of the explant n°67, showing a bone loss on at least three quarters of the implants length, only the apical part being still in contact with bone. Right: Low magnification optical microscopy examination of osteointegrated part of explant n°54, after sectioning and polishing. The histological organization of the bone is visible, with osteons centered on haversians canals and interstitial lamellae between osteons units.

Fig. 4.2: SEM analysis of explant n°67. Image A shows presence of bone only on apical part of the explant and located preferentially between threads (image B and C). Spreaded osteoblast like cell and its radial membrane extension is is visible on image D. At higher magnification (image E), fibrillar aspect of cell extensions and surface zirconia grain are visible through the thin thickness of bone.

Figure 4. 3: FIB Slices of explants showing damaged microstructure of the coating

Figure 4.4: FIB slice taken in the apical part of explant n°67. The first acquisition showed the bone ingrowth in all the length of the coating. The high magnification acquisition shows transformed grains with microcracks. The right image is EDX mapping of Ca proving the presence of calcified tissue.

Figure 4.5 : FIB cross section taken on explant n°67 at the top of a thread, showing the complete

trasnformation of the porous coating and progression of the transformation towards the first micron

of the bulk and an area highly microcracked.

Figure 4.6: Results of the segmentation process of the transformed zone (in white)

Figure 4.7: Graphic of surface of the transition zone and its topography.

2. Table des tableaux Tableau 1.1 : Différence de paramètres entre la maille monoclinique et quadratique, expliquant

l’apparition des contraintes dans la zircone massive lors de la transformation de phase.

Tableau 1.2: Valeurs des modules élastiques traduisant le degré de rigidité de différents matériaux et

tissus.

Tableau 1.3 : Synthèses des études effectuées sur la capacité d’ostéointégration de la zircone 3Y-TZP.

Tableau 1.4: Implants dentaires en zircone 3Y-TZP disponibles actuellement.

Tableau 1.5: Systèmes implantaires proposant des implants dentaires 3Y-TZP en 2 pièces.

Tableau 1.6 : Valeurs des modules d’élasticité traduisant le degré de rigidité de différents matériaux

et tissus.

Table 2.1: Reliability for a mission of 100,000 cycles at 700 and 1000 N Load. Ceramic implant groups

were defined as aged and non-aged.

Table 3.1: Results of the load to failure (average value and standard deviation) of the AXIS

experimental implants, in the as-received state or after 5 hours or 100 hours of accelerated aging at

134°C

Table 4.1: Results of XRD and FIB analysis conducted on 4 explants


104

FOLIO ADMINISTRATIF

THESE SOUTENUE DEVANT L'INSTITUT NATIONAL DES SCIENCES APPLIQUEES DE LYON

NOM : SANON DATE de SOUTENANCE : 15 décembre 2014

Prénoms : Clarisse

TITRE : LUMIERE SUR LA ZIRCONE 3Y-TZP UTILISEE EN IMPLANTOLOGIE ORALE : ETUDE DE LA

RELATION ENTRE LA MICROSTRUCTURE ET LA DURABILITE

NATURE : Doctorat Numéro d'ordre : 2014 ISAL0138

Ecole doctorale : Matériaux de Lyon

Spécialité : Science des Matériaux

RESUME :

La zircone 3Y-TZP présente un grand intérêt pour les applications dentaires, en implantologie orale, elle semble

être un matériau extrêmement prometteur: elle allie une biocompatibilité à un aspect esthétique satisfaisant et

présente aussi des propriétés mécaniques très supérieures aux autres céramiques. Ces bonnes propriétés

mécaniques sont intimement liées à la microstructure du matériau, elle-même directement liée aux procédés

d’élaboration comme nous l’a rappelé l’alarmante série de ruptures de plus de 800 têtes de prothèses de hanche

en zircone au début des années 2000, due au phénomène de vieillissement de ce matériau. Cependant, les études

cliniques menées à ce jour ne font toujours pas état des interrelations existant entre la microstructure, les

propriétés mécaniques et la sensibilité au vieillissement.

Il était donc primordial de valider et d’appliquer les connaissances acquises dans le domaine des sciences des

matériaux pour l’application de la zircone 3Y-TZP en implantologie oral. C’est l’objectif de notre première

publication. Nous avons également développé, dans notre deuxième publication, un protocole d’évaluation

permettant dans un premier temps, d’évaluer l’effet de l’état de surface et de la microstructure sur la résistance

mécanique d’implants neufs, puis de suivre leurs cinétiques de vieillissement tout en analysant l’évolution de la

microstructure et son influence sur la résistance mécanique au cours du vieillissement. Tout cela permettant in

fine, de prédire la durabilité d’un type d’implant.

Nous avons par la suite, développé un programme informatique permettant la détection et la quantification du

vieillissement pour un volume donné. Cette détection de la zone vieillie ou transformée est basée sur des

modifications microstructurales caractéristiques engendrées lors du vieillissement.

Enfin, nous avons pu mettre en évidence l’occurrence du phénomène de vieillissement in vivo, par l’analyse

d’explants issus d’une étude clinique et démontrer leur probable implication dans ces cas d’échec. Le logiciel

informatique de traitement d’image développé a été également, appliqué aux explants dans le but de mettre en

lumière et d’expliciter l’occurrence du phénomène de vieillissement in vivo, afin de sensibiliser les acteurs de ce

marcher aux problématiques rencontrées et d’optimiser de ce dispositif médical, à la lumière des connaissances actuelles.

MOTS-CLES :Zircone 3Y-TZP -Vieillissement– Implants céramique – FIB – Matlab® - DRX- Implantologie- Explantologie

Laboratoire (s) de recherche : Université de Lyon

MATEIS – UMR CNRS 5510 - INSA de LYON

20, avenue Albert Einstein, 69621 Villeurbanne cedex, France

Directeur de thèse: Pr Jérôme Chevalier – Dr Laurent Gremillard

Président de jury :

Composition du jury : Marc BOLLA Patrick EXBRAYAT

Francis CAMBIER Laurent GREMILLARD

Jérôme CHEVALIER Bruno JACQUOT

Thierry DOUILLARD Corrado PICONI


Documents

Lumière sur la zircone 3y-tzp utilisée en implantologie ...theses.insa-lyon.fr/publication/2014ISAL0138/these.pdf · “Low temperature degradation and reliability of one-piece