دانلود مقاله سیمان استخوان

مقدمه:

دراین تحقیق برخی مقالات که از سال 1996 به بعد در ارتباط با سیمان های استخوان مختلف ارائه شده است مورد بررسی قرار گرفته اند.

به طور کلی چهار نوع سیمان استخوان برای کاربردهای ارتوپدی و دندانپزشکی موجود است که دو تاپایه پلیمری و دوتای دیگر سرامیکی دارند که عبارتند از:

سیمان های اکریلیکی یا سیمان های با پایه پلی متیل متاکریلات PMMA))

سیمان های با پایه پلی پروپیل فومریت (PPF)

سیمان های فسفات کلسیم (CPBCS)

سیمان های گلاس یونومر (glass inomer)

هر کدام از این چهار نوع سیمان خود دارای ترکیبات و فرمولاسیونهای متفاوت بوده که هر کدام خواص مختلف با یکدیگر دارند.

سیمان استخوان PMMA برای کاربردهای کلینیکی وبه منظور  اطمینان از تثبیت عضو مصنوعی مفصل  در تعویض مفصل ران و زانو مصرف شده است. سیمان استخوان در اصل از پودر پلی متیل متاکریلات و مایع  مونومرمتیل متاکریلات تهیه می شود.

سیمان استخوان

بخش مایع (20 میلی لیتر)

متیل متاکریلات (مونومر)

4/97 درصد حجمی

ان وان دی متیل پلی تولوئیدن

6/2 درصد حجمی

هیدورکئینون

1575 قسمت در میلیون

بخش پودر جامد (40 گرم)

پلی متیل متا کریلات

15 درصد وزنی

کوپلیمر متیل متاکریلات - استیرن

75 درصد وزنی

باریم سولفید

10 درصد وزنی

دی بنزوئیل پراکسید

درحد بسیار اندک

هیدور کئینون از پلیمریزاسیون سریع جلوگیری می کند. پلیمریزاسیون سریع تحت شرایط خاصی به وقوع می پیوندد. مثلاً قرار گرفتن  در معرض نور بالارفتن درجه حرارت و امثال آن می تواند سبب پلیمریزاسیون نابهنگام شود.

ان وان دی متیل- تولوئیدین برای ترویج یا شتاب بخشیدن عملیات اصلاح  سازی سرد به ترکیب نهایی اضافه می شود. (عامل پخت cold curing). واژه اصلاح سازی سرد به این منظور به کار می رود که تفاوت شرایط اجرای عملیات باوضعیت کار در دمای بالا و فشار زیاد  (مثل روش قالب گیری تحت فشار و دمای بالا جهت ساخت اجزاء دندانی در دندانسازی ها) مشخص  گردد. قسمت مایع از طریق گذراندن از صافی به خوبی سترون می شود. بخش جامد ماده نیز پودری سفید و بسیار ریز است.

هنگامی که پودر و مایع با یکدیگر مخلوط می شوند مایع مونومر از طریق فرایند پلیمریزاسیون اضافی، عمل پلیمریزاسیون را انجام می دهد. دی بنزوئیل پراکسید که نقش فعال کننده را به عهده دارد با پودر مخلوط شده و با مونومر واکنش انجام می دهد تا یک رادیکال مونومر را تشکیل دهد. این رادیکال مونومر سپس به مونومر دیگری هجوم می برد تا یک رادیکال دیمر تشکیل دهد. فرایند  ادامه می یابد  تا مولکولهای زنجیر- طویل تولید شود. مایع مونومر سطح ذرات پودر پلیمر را خیس می کند و آنها را پس از پلیمریزاسیون به یکدیگر مرتبط و متصل می سازد و یک حالت خمیری به وجود می آید که به حفره تزریق می شود. و پوتوز روی سیمان همانند شکل (1) جداداده می شود.

خواص سیمان استخوان می تواند توسط عوامل داخلی و خارجی تحت تأثیر قرار  گیرد که شامل:

عوامل داخلی :

ترکیب مونومر و پلیمر

اندازه، شکل و توزیع ذرات پودر : درجه پلیمریزاسیون

نسبت مایع به پودر

عوامل خارجی

محیط مخلوط کردن: درجه حرارت ، رطوبت، نوع ظرف

روش مخلوط کردن: آهنگ و تعداد زدن با همزن (کاردک)

محیط اصلاح سازی: درجه حرارت، رطوبت، فشار، سطح تماس، (بافت، هوا، آب و….)

مهمترین عامل تعیین کننده خواص سیمان استخوان اکریلیکی را می توان تخلخل ایجاد شده در خلال عملیات اصلاح سازی دانست، حفره های بزرگ (با قطر چند میلیمتر) سبب تضعیف خواص مکانیکی می شود. بخار مونومر و هوای محبوس شده در خلال مخلوط کردن دو دلیل بروز تخلخل در مخلوط است . با استفاده از اعمال خلاء و قرار دادن مخلوط مونومر و پودر تحت نیروی گریز از مرکز (سانتریفوژ) خلال مخلوط کردن می توان تخلخل را کاهش داد. در هر حال هر دو روش مذکور معایبی را مثل دشواری مخلوط کردن هنگامی که خلاء اعمال می شود و جدایش اجزاء مخلوط وقتی که نیروی گریز از مرکز به کار می رود و دربر دارد و گذشته

از آن نیاز به تجهیزات اضافی نیز وجود دارد. تخلخل همچنین می تواند با کاهش دمای تولید شده حین پلیمریزاسیون کاهش یابد.(1)

به طور کلی وظیفه اصلی سیمان توزیع تنش روی نواحی تماس بین استخوان و پروتز است در واقع به عنوان یک فاز بینابین پروتز فلزی با مدول بالا و استخوان است. و برای انتقال و توزیع بارهای وزن بدن و بارهای سیکلی به خاطر حرکت های حین راه رفتن از پروتز به استخوان به کار می رود.(17). مونومرهای اکریلیکی بسیار واکنش پذیر بوده و حین پلیمریزاسیون گرمای زیادی آزاد می کند. میزان آستانه  (حد) برای آسیب حرارتی بافت، در اطلاعات مستند در محدده زیر  تا بالای  برای استخوان  می باشد. دانسته شده است که اکریلیک  سبب مرگ سلولهای استخوان در محل کاشت به خاط گرمای پلیمریزاسیون یا اثرات موضعی منومر متیل متا کلریلات که از مواد خارج می شود، می شود. سمی بودن اثر دیگر در زمان کاشت می باشد که شامل ارگانهای مثل شش و قلب می شود. برخی تغییرات تنفسی قلب در بشر و حیوانات آزمایشی تشریح شده و عمدتاً به خاطر اثرات گردش منومر متیل متا کریلات است. (15)

آمین های حلقوی نوع سوم خیلی سمی هستند و ترکیب سرطانزا محسوب می شوند، آنها پس از واکنش با بنزوئیل پراکسید (BPO) اکسیده شده و به آمینهای نوع دوم و اکسیدهای آمین بدل می شود. به علاوه برخی آمینهای تغیر نیافته رها خواهند شد.

مشکل دیگر سیمان های اکریلیکی لق شدگی در محل فصل مشترک سیمان- پروتز است. همچنین سیمان اتصال خوبی با استخوان نداشته و معمولاً باعث شکست می شود.  با پوشش دادن پروتز با سیمان استخوان یا پلیمر PMMA لق شدگی سیمان- پروتز کاهش می یابد زیرا پوشش دادن باعث اتصال خوب بین سیمان و پروتز می شود.

انقباض سیمان حین پلیمریزاسیون نیز می تواند بر لق شدگی پروتز ها تأثیر بگذارد. مینیموم کردن فاصله های بین بافت سخت و پروتز در تثبیت طویل المدت پروتز ها مهم است. چسبیدن سیمان استخوان به استخوان و پروتزها ممکن است برای حل این مشکل مهم باشد. (12). برای حل این مشکلات برخی ذرات استخوان را به سیمان استخوان اکریلیکی اضافه کرده اند که کاهش درتعداد تخلخل را باعث شده اما تولید مجدد استخوان را باعث می شود. اجزای دیگر که فرمولاسیون های سیمان استخوان اکریلیکی اضافه شده اند، هیدورکسی آپاتیت است که به صورت ذرات ریز اضافه شده است و از خواص مکانیکی حمایت کرده و ماکزیمم دمای سیمان را کاهش داده و تشکیل بافت استخوان را در اطراف کاشتنی با توجه به فرمولاسیون کلاسیک PMMA تسریع می کند.(16)

سیمان های اکریلیکی معمولترین کاربرد برای ایمپلنت های غیر فلزی در ارتوپدی هستند. آنها معمولاً با اضافه کردن یک ترکیب غیر آلی که معمولاً باریم سولفات است، رادیو اوپک (غیر شفاف) می شوند. اگر چه مقادیر کمی از نمک های غیر آلی که به طور ظریف در سیمان پخش شده اند با زمینه آلی PMMA سازگار نیستند. مطالعات روی اثر اضافه کردن این ترکیبات کاهش ذاتی خواص مکانیکی را آشکار کرد که در این باره تافنس و استحکام کششی به طور قابل توجهی کاهش یافتند. همچنین باریم سولفات مقاومت شکست توده ماده را کاهش می دهد که می توان به عنوان یک چادره از متاکریلات که  نسبت به نور اشعه X  غیر شفاف است. استفاده کرد.

سیمان های استخوان فسفات کلسیم (CPBCS) شامل مایع (محلول یا محلول آ‎بی) و یک پودر شامل یک یا بیشتر ترکیبات جامد کلسیم و یا نمک های فسفات است. در نتیجه اگر پودر و مایع با نسبت مناسب با هم مخلوط شوند خمیری تشکیل می دهند که با رسوب یک یا بیشتر از ترکیبات جامد دیگر که حداقل یکی از آنها فسفات کلسیم است، همواره بده و در دمای اتاق یا بدن گیرش ایجاد می کند. آنها نه تنها زیست سازگار هستند بلکه Osteotransductive نیز می باشند. یعنی پس از جایگذاری در عیوب استخوان پس از اینکه به آهستگی جذب شدند و به طور همزمان بایکدیگر به بافت استخوان جدید تبدیل شدند، باعث کامل شدن استخوان می شوند. آنها همچنین ممکن است با سیمان های PMMA و پوشش های آپاتیت برای تثبیت پروتز های فلزی در ارتوپدی و ایلپنت شناسی دهانی رقابت می کنند (2) زیرا آنها اتصال خوبی  با فلز و استخوان برقرار می کنند. این سیمان ها به دلیل این که واکنش پلیمریزاسیون ندارند گرمایی تولید نمی کنند بنابراین مشکل مرگ سلولی که در سیمان های PMMA یک مشکل اساسی است. در این سیمان ها به چشم نمی خورند.

یکی از ویژگیهای این سیمان تشکیل هیدروکسی ایپلنت حین گیرش  است که باعث سخت شدن سیمان می شود. Chow , Brown (3) سیمان فسفات کلسیم خودگیر را گزارش کردند که شامل مخلوط تتراکلسیم فسفات ریز (TTCP) و دی کلسیم فسفات آبهنیدراس(DCPA) یا کلسیم فسفات دی هیدرات (DCPD) به عنوان فاز جامد است. وقتی این ترکیبات با آب مخلوط می شوند، سیمان تشکیل هیدورکسی آپاتیت میدهد. به دلیل اینکه سیمان فسفات کلسیم PH خنثی دارد و تنها فسفات کلیسم را شامل می شود، زیست سازگاری بالا و قابلیت  تشویق استخوان سازی دارد. اطلاعات مستند نشان می دهد که سرعت تشکیل HA  (هیدورکسی آپاتیت) می تواند با حضور فسفات در محلول افزایش یابد. اخیراً سیمان کلسیم فسفات جدید که نیازی به TTCP ندارد گزارش شده است. دراین سیمان ها، تشکیل HA بوسیله استفاده از محلول حاوی فسفات یا محلول PH بالا به عنوان فاز مایع بدست می آید. (3)

سیمان های فسفات کلسیم می توانند پس از مخلوط شدن یا حین گیرش قالبگیری شوند یا به سادگی به عیوب استخوان تزریق شوند. بعضی سیمان های فسفات کلیسم وقتی تحت فشار قرار می گیرند به یک خمیر نازک خارج شده  و جرم جامد داخل سرنگ تفکیک می شوند، بنابراین انتخاب خوب از خمیر ضروری است. خواص سیمان ها با استفاده از اضافه شونده ها تغییر می کند. (5). همچنین می توان با تغییر  در فرایند ساخت یا مواد اولیه مثلاً ریز کردن دانه های پودر، زمان گیرش و خواص مکانیکی سیمان را تغییر می دهد.(6)

سیمان های گلاس یونومر (GIC) و سیمان های یونومری (Ic)پ از سیمان های پایه سرامیکی هستند که اغلب در دندانپزشکی استفاده می شوند ولی کاربردهایی نیز در ارتوپدی و اعضای اسکلتی بدن دارد. این سیمان ها از ترکیب شدن یک اسید پلیمریک غلیظ (پلی اکریلیک اسید) با یک شیشه  فلوئورآلومینو- سیلیکات تخریب پذیر نیز به دست می آیند.

گرمازایی در این واکنش وجود نداشته و یا کم است و به علاوه این سیمان ها اتصال چسبنده بین فلز و استخوان تشکیل می دهند. (7). این مواد برای کاربرد به عنوان سیمان ارتوپدی و جانشین استخوان در جراحی دهانی و صورتی ارزیابی شد است که مزایایی بر سیمان اکریلیک و هیدورکسی آپاتیت یا جانشین های تری کلسیم فسفات  دارند. پیشنهاد شده است که اساس خواص Osteotransductive و اتصال با استخوان برای این سیمان ها تغییر یون ها در تماس  بافتها در محل کاشت ایپلنت است. سیمان های یونومری می توانند آب جذب کنند ولی این مسأله باعث تغییر خواص آنها می شود. در ضمن این سیمانها یونهای مختلفی مانند کلسیم، پتاسیم، سدیم، فلورید و آلومینیوم از خود آزاد می کنند که برخی اثر مثبت دارند و باعث افزایش رشد استخوان در اطراف سیمان می شوند مانند فلورید و برخی نیز مانند آلومینیوم اثر منفی داشته و زیست سازگاری را کاهش می دهند (8). برای غلبه بر برخی مشکلات رایج سیمانهای PMMA مانند عدم اتصال  به استخوان استحکام مکانیکی نسبتاً پایین و  تولید گرمای بالا طی پلیمریزاسیون، سیمانهای استخوان بیواکتیو (BA) که اتصال مستقیم با بافت استخوان زنده دارند و استحکام مکانیکی بسیار بیشتری از سیمانهای PMMA دارند وهنگام سخت شدن گرمای زیادی تولید نمی کنند،  مورد استفاده قرار می گیرند.

خواص سیمان های استخوان اکربلیکی

خواص مکانیکی

در سال 19995، PASCUAL و همکارانش خواص مکانیکی سیمانهای اکریلیکی را با جایگزین کردن مقادیر مختلف منومر متیل متاکریلات (تا 20 درصد) با اتوکسی تری اتیلن گلیکول مونومتاکریلات (TEG) اصلاح کردند. خواص مکانیکی با انجام آزمایشات کششی و فشاری انجام شد. به خاطر هیدورفیل بودن واحدهای اتیلن گلیکول موجود در TEG، قبل از آزمایش به منظور شناخت اثر آب روی خواص مکانیکی نمونه ها در محلول نمک NaCl 90% در  به مدت یک هفته غوطه ور شدند. مطابق شکل (2) نمونه های متورم شده درجه هیدریداسیون تعادلی بر حسب درصد بین 2/1 تا 5/2 درصد را نشان دادند. این پارامتر با ارتباط بین وزن جذب آب و وزن نمونه خیس شده در حال تعادل بر حسب درصد تعریف می شود. استحکام فشاری در تمام مواد، بالای MPA 70 است که کمترین مقدار مورد نیاز برای استاندارد ASTM است. با افزایش TEG در فاز مایع مدول یانگ کاملاً کاهش یافت در حالی که استحکام ماکزیموم کششی با افزایش غلظت افزایش می یابد. و همچنین افزایش کرنش کل و کرنش پلاستیک با غلظت های متفاوت TEG صورت می گیرد. (شکل 20)

تنها اثر قابل توجه نمونه های ذخیره شده در محلول نمکی افزایش کرنش کل است که مربوط به اثر دخول آب به سیمان می شود یعنی اینکه داکتیلیته سیمان اصلاح شده بهبود یافته است. مطالعات تصویر برداری از شکست با میکروسکوپ الکترونی از سطوح شکست کششی سیمان استخوان رایج و سیمان استخوان اصلاح شده با TEG 20% به ترتیب در شکل های 24 و 25 نشان داده شده است. سطح شکست می تواند به یک ناحیه صاف که ترک شروع می شود و یک ناحیه خشن که با گسترش ترک از منبع خشن تر می شود تقسیم می شود. ناحیه صاف شامل شروع ترک می شود که ترک به آسانی در آن رشد می کند. این ناحیه میتواند در سیمان استخوان اصلاح نشده مشاهده شود (شکل a 24) و یک نوع مشخصه ترک در زمینه و دانه های PMMA احساس می شود. در مقابل در سیمان استخوان اصلاح شده، ناحیه صاف به سختی احساس می شود (شکل a25). در سیمان اصلاح شده ترک برداشتن در زمینه بیشتر از دانه ها می باشد. ناحیه انتشار ترک (a 24 و a25) در سیمان استخوان اصلاح شده با TEG بیشتر از سیمان اصلاح نشده است. از نتایج چنین بر می آید که سیمان استخوان اصلاح شده، تردی کمتری از سیمان اصلاح نشده دارد. در خشن ترین ناحیه (شکل c25 و c24) انتشار ترک بین زمینه و دانه ها قابل تشخیص نیست.