Qualité osseuse et tomographie numérisée pré implantaire

De plus, une telle structure osseuse permet une meilleure distribution du stress qui s’applique à Vinterface os/implant durant la fonction. La stimulation physiologique d’un os moins dense, avec ces nombreuses lacunes, ne s’accompagne pas d’une distribution aussi favorable du stress que dans un os plus dense. Contrairement à une détermination précise du volume osseux, la qualité osseuse est habituellement évaluée selon des méthodes rudimentaires. Une première évaluation préopératoire a été suggérée par Lekholm et Zarb en 1985 (1).

Ces auteurs proposèrent une classification basée sur la macrostructure osseuse, dans laquelle la morphologie et la distribution des os cortical et trabéculaire éterminaient la qualité -os de type I : os présentant un étui cortical très épais et une absence presque complète de tissu spongieux, -os de type II : os présentant un étui cortical épais avec en son centre un tissu trabéculaire de haute densité, -os de type Ill : os présentant une fine couche de cortical et un tissu spongieux dense majoritaire, -os de type IV : os présentant une fine de couche de cortical entourant un os trabéculaire de faible densité comprenant de larges espaces médullaires.

Lindh et al (1996) (2) ont démontré qu’il était impossible d’évaluer a précision de la classification précédente à cause d’une grande variabilité dans les résultats observés pour une même personne (entre 49% et 64%) et entre différentes personnes (entre 75% et 86%). Ils proposèrent à leur tour une nouvelle classification. Celle-ci se base sur l’étude de radiographies périapicales pour déterminer 23 nouvelle classification. Celle-ci se base sur l’étude de radiographies périapicales pour déterminer le schéma trabéculaire avant un traitement implantaire. D’autres paramètres ont été utilisés afin d’étudier la qualité sseuse : analyse digitalisée de microradiographies (Jager et al, 1990 (3)), ultrasons (Hans et al, 1996 (4)) , densitométrie (Devlin et al, 1998 (5)) , histomorphométrie de biopsies osseuses (Thomsen et al, 1998 (6); Trisi et Rao, 1999 (7)).

La plupart de ces techniques se sont avérées fiables dans l’évaluation de la densité osseuse, mais inutilisables dans le cadre d’une pratique courante par leur lourdeur et leur complexité. D’autres suggestions de classification se sont basées sur la résistance de l’os au forage (Engquist et al (1988) (8), Misch et al (1993) *iberg (1995) (10) ca classification de Misch onne quatre types d’os en fonction de leur dureté: -os Dl : os compact très dense presque exclusivement constitué d’os cortical, son forage donne une sensation similaire à celle que l’on aurait en travaillant dans un bois de chêne, -os D2 :combinaison d’os cortical (constitué de parties denses et poreuses) sur l’extérieur, et d’os trabéculaire grossier à l’intérieur.

Son forage procure une sensation comparable à celle que donnerait du bois de sapin, -os D3 : étui cortical dense très mince entourant un os trabéculaire de structure très fine. Cette densité osseuse procure l’opérateur une sensation tactile comparable au forage du bois de balsa, -os D4 : os trabéculaire de très faible densité, entouré par un étui cortical très fin voir totalement absent. L’évaluation de la densité osseuse pendant le forage (classification de Misch) est approximative à cause d’une g la densité osseuse pendant le forage (classification de Misch) est approximative à cause d’une grande variabilité interopérateur.

Trisi et Rao (1999) (7) ont montré qu’il existait une forte corrélation entre un os Dl et la densité osseuse mesurée par histomorphométrie. Le même résultat a été trouvé pour un os D4_ Ceci signifie que la perception manuelle ne permet de différencier que les os Dl et D4 avec certitude. A l’inverse il n’a pas été possible de faire la différence entre les os D2 et DB. Il découle de tout ceci qu’une méthode objective et fiable est nécessaire dans l’optique d’une pratique implantaire courante. A cet égard la tomographie numérisée peut paraître intéressante. Elle est devenue une procédure incontournable dans la planification préimplantaire, et permet d’obtenir aisément les coefficients d’atténuation des sites à implanter.

Toutefois ces valeurs ne sont pas toujours le reflet de la réalité, c’est ce que l’on verra dans une première partie. A partir de ces coefficients d’atténuation, on peut déduire les valeurs Hounsfield. En ce qui les concerne, une question persiste : dans quelle mesure ces valeurs reflètent-elles les propriétés mécaniques et structurales de l’os étudié ? Cest ce que l’on verra dans une deuxième partie. Les problèmes rencontrés avec I ‘échelle d’Hounsfield peuvent- ils être résolus en utilisant un autre paramètre pour analyser la qualité du site osseux à implanter ? C’est ce à quoi l’on s’attachera dans une dernière partie à travers Pétude de la densité minérale osseuse.

Il- Tomographie numérisée A- Généralités Dans le cadre d’un traitement implantaire, la tomographie numérisée est devenue l’examen de référence afin d’étudier dans les trois dimensions de l’esp 4 23 tomographie numérisée est devenue l’examen de référence afin d’étudier dans les trois dimensions de l’espace le site à implanter. e praticien peut ainsi décider de manière certaine de la suite du traitement, et ce en fonction de critères objectifs. Parallèlement cette étude quantitative, on peut se demander si le scanner permettrait une étude qualitative du site osseux. L’aspect qualitatif est en effet un aspect primordial de la planification préimplantaire.

La qualité osseuse est un terme général se référant aux propriétés mécaniques, à l’architecture osseuse, au degré de minéralisation de la matrice osseuse, aux propriétés chimiques et structurales des cristaux de cette matrice ainsi qu’aux propriétés de remodelage de l’os. La qualité osseuse influence non seulement la phase peropératoire (longueur du forage, diamètre du forage, utilisation d’un taraud, tc. ) mais également la phase postopératoire (temps de cicatrisation) : c’est donc un élément important à prendre en compte dans la planification du traitement implantaire. Jusqu’ maintenant la qualité du site à implanter pouvait être étudiée en préopératoire grâce à la classification de Lekholm et Zarb, voir en peropératoire avec la classification de Misch. Toutefois, comme nous l’avons déjà vu, ces méthodes sont sujettes à une grande variabilité inter et intraopérateur.

Il apparaît donc nécessaire de trouver un autre élément qui nous permette d’appréhender bjectivement la qualité osseuse du site à implanter. Le principe de la tomographie numérisée est d’analyser une structure anatomique, non pas dans sa totalité, comme en radiographie classique, mais par tranches d’épaisseur déterminée Un plan de coupe est ChOlSl, de multiples projection s 3 par tranches d’épaisseur déterminée. Un plan de coupe est choisi, de multiples projections sont réalisées sous différents angles afin de connaître le coefficient d’atténuation en chaque point de ce plan de coupe. L’image est ensuite reconstruite, après traitement nformatique, d’après la densité de rayons X absorbés par chaque point de la tranche anatomique considérée.

Tomographie numérisée et coefficient d’atténuation 1- Introduction La qualité osseuse est un terme générique ouvert à de multiples interprétations. Il se réfère à de nombreux paramètres parmi lesquels la densité osseuse. Les examens permettant une étude précise de ces paramètres existent (examens ultrasons, test mécanique de compression, absorptiométrie des rayons X, etc), mais aucun d’entre eux n’est applicable en pratique courante même si leurs résultats sont fiables. A l’heure actuelle la tomographie numérisée est la seule technique d’imagerie qui permette, en routine, d’obtenir des informations sur la structure et la densité des maxillaires. En effet le coefficient d’atténuation donné par le scanner est une image de la densité des tissus traversés.

Il peut donc, à ce titre, constituer un élément d’information sur la qualité de l’os étudié. Toutefois des problèmes subsistent à ce stade. Plusieurs sources d’erreurs mettent en doute la fidélité et l’exactitude des valeurs d’atténuation, Ces sources d’erreurs génèrent en effet des rtéfacts qui diminuent la précision des données. 2- Fiabilité des coefficients d’atténuation Dans la tomographie numérisée, l’image obtenue est une représentation des coefficients d’atténuation d’une série de volumes élémentaire (voxels) qui sont définis par leur taille et leur position. Ces valeurs d 6 3 de volumes élémentaire (voxels) qui sont définis par leur taille et leur position.

Ces valeurs d’atténuation ne sont pas toujours le reflet de la réalité principalement à cause de l’aspect polychromatique du faisceau de rayons X et de la dispersion de ce faisceau. 2. – Aspect polychromatique du faisceau de rayons X Toutes les sources de rayons X utilisées en tomographie numérisée produisent un rayonnement polychromatique . Celui-ci est constitué d’un faisceau dont le spectre contient des photons d’énergies multiples. Les procédés d’atténuation sont énergie-dépendants, c’est-à-dire que les photons dont les coefficients d’atténuation sont élevés (de faible énergie) seront extraits du faisceau plus rapidement : il s’agit de rayons X dits mous.

On parle de durcissement du faisceau, ce qui revient extraire sélectivement les rayons X mous pour ne conserver ue les rayons X de haute énergie dits durs. Le faisceau devient plus pénétrant ou plus dur au fur et à mesure qu’il traverse la matière. L’importance de ce phénomène dépend du spectre initial de rayons X et de la composition du tissu traversé. Toutefois, ces deux paramètres fixés, le procédé de durcissement est proportionnel à l’épaisseur de tissu traversé. La conséquence est que le coefficient d’atténuation effectif du tissu traversé dépend de l’épaisseur traversée, ce qui est à l’origine d’un artéfact sur les reconstructions scanner. 2. – Dispersion du faisceau de rayons X phénomène de dispersion est du aux interactions entre le faisceau primaire et les atomes du tissu traversé. Ce phénomène est à l’origine d’une dégradation de l’image parce que la radiation résultant de cette dispersion dévie par rapport à la trajectoire rectiligne reliant la sou radiation résultant de cette dispersion dévie par rapport à la trajectoire rectiligne reliant la source de rayons X au détecteur. Lorsqu’un faisceau de rayons X traverse un patient, il se produit trois types d’interaction qui sont : la dispersion cohérente, la dispersion photoélectrique et la dispersion Compton. De ces trois phénomènes, c’est la dispersion Compton qui est à l’origine de la majorité du rayonnement dispersé. 2. 2. – Dispersion cohérente Dans la dispersion cohérente, I ‘énergie du photon primaire est totalement absorbée avant d’être réémise par les électrons d’un seul atome. Le rayon X émis a, dans ce cas, la même énergie que le rayon X primaire, mais sa direction est complètement arbitraire. 2. 2. 2- Dispersion photoélectrique Dans l’absorption photoélectrique, l’énergie du photon primaire est complètement absorbée au moment où celui-ci éjecte un lectron d’une des couches atomiques internes. Le surplus d’énergie du photon par rapport à l’énergie de liaison de Pélectron est transformé en énergie cinétique de l’électron éjecté. Une radiation de basse énergie, caractéristique, sera générée au moment où un électron d’une des couches externes prendra la place vacante. 2. 2. – Dispersion Compton Dans la dispersion Compton, l’interaction peut être considérée comme une collision entre un photon X de haute énergie et un électron d’une des couches externes d’un atome de la cible. Cet électron n’est lié que par une faible énergie. L’énergie du photon X perdue lors de cette collision est presque intégralement transférée en énergie cinétique de l’électron qui est éjecté. L’énergie et la direction du photon X primaire après la collision dépendent de l’énergie transférée. uand le photon X pri photon X primaire après la collision dépendent de l’énergie transférée. Quand le photon X primaire est de haute énergie, la part d’énergie perdue est relativement faible et l’angle de dispersion, lui aussi, est faible par rapport à la direction initiale.

Par contre, quand le photon X primaire a une énergie réduite, a dispersion se fait dans toutes les directions (elle est dite isotropique). Aux énergies utilisées pour l’imagerie diagnostic, la dispersion est majoritairement isotropique. 2. 2. 4- Conclusion Pour la tomographie numérisée, la dispersion Compton concerne la plupart des interactions au niveau des tissus normaux de l’organisme humain. La probabilité d’interaction par effet photoélectrique augmente avec le numéro atomique du tissu étudié, mais également avec la diminution en énergie du rayonnement X. La dispersion cohérente n’est, elle, responsable que d’une toute petite partie des interactions.

Les rayons X dispersés lors de la dispersion Compton constituent une sérieuse source de problèmes pour Pirnagerie. Bien que ce rayonnement soit à peu près isotropique en direction aux énergies utilisées, les rayons X dispersés détectés dans Himage ont une énergie et un angle d’incidence proches du faisceau primaire. Ils ne peuvent donc pas être totalement éliminés par l’utilisation de filtres à énergie ou de grilles antidispersion. Ceci conduit à une distorsion de l’image scanner finale. Certains procédés ont été mis au point pour diminuer l’intensité t le nombre de ces radiations de dispersion et donc améliorer le contraste de l’image et la précision des données.

Ces procédés incluent : – une réduction dans la quantité de tissu exposé au rayonnement X par une collimation pré-patient associée à une 3 réduction dans la quantité de tissu exposé au rayonnement X par une collimation pré-patient associée à une ouverture approprié du détecteur, – une grille antidispersion en avant du détecteur, limitée uniquement par le besoin pour le détecteur de voir le rayonnement, – un espace d’air entre le détecteur et le patient pour permettre u rayonnement dispersé de s’échapper sans atteindre le détecteur. Ill- Echelle d’Hounsfield A- Généralités-définitions une première approche pour évaluer la qualité osseuse du site à implanter consiste à utiliser l’échelle d’Hounsfield, elle même reliée au coefficient d’atténuation donné par le scanner. En effet, on peut mesurer la densité de tissus traversés par un faisceau de rayons X à partir du calcul du coefficient d’atténuation.