Wstępne wyniki modyfikacji cementu chirurgicznego węglem szklistym

Transkrypt

1 Fizjoterapia 2008, 16, 2, ISSN DOI: /v y Wstępne wyniki modyfikacji cementu chirurgicznego węglem szklistym Preliminary results of surgical cement modification with glassy carbon Katedra Mechaniki Materiałów Politechniki Ślaskiej Department of Materials Mechanics, Silesian University of Technology Streszczenie: W pracy podjęto próbę modyfi kacji fi zycznej cementu chirurgicznego na bazie polimetakrylanu metylu (PMMA) węglem szklistym w celu poprawy jego właściwości użytkowych. Wykazano, że poprzez dodanie do cementu proszku węgla szklistego jest możliwe obniżenie skurczu oraz maksymalnej temperatury układu polimeryzującego. Utworzony kompozyt polimerowy z węglem szklistym zachował cechy materiału lepkosprężystego. Badania zmęczeniowe niskocyklowe wykazały, że modyfi kacja cementu cząstkami węgla szklistego zmniejszyła jego skłonność do cyklicznego pełzania. Dowodem tego jest mała zmiana dynamicznego modułu sprężystości modyfi kowanego cementu ze wzrostem liczby cykli obciążeń. Poprzez odpowiedni dobór komponentów kompozyt PMMA węgiel szklisty może osiągnąć zadowalającą, oczekiwaną przez chirurgów trwałość. Słowa kluczowe: cement chirurgiczny, węgiel szklisty, kompozyty polimerowe, zmęczenie niskocyklowe, temperatura polimeryzacji, liniowy skurcz. Abstract: An attempt has been undertaken in this study to physically modify surgical cement based on polymethyl-methacrylate (PMMA) with glassy carbon in order to improve functional properties of the cement. It has been demonstrated that it is possible to reduce shrinkage and maximum temperature of the polymerizable system by adding powdered glassy carbon to surgical cement. The obtained polymer composite with glassy carbon has retained the properties of a viscoelastic material. Low-cycle fatigue tests have shown that cement modifi cation with glassy carbon particles reduced its susceptibility to cyclic creep. The evidence for this is a minor change of the dynamic elasticity modulus of the modifi ed cement with a simultaneously increasing number of load cycles. Through an appropriate selection of components, the PMMA glassy carbon composite can achieve satisfactory durability, highly desirable by surgeons. Key words: surgical cement, glassy carbon, polymer composites, low cycle fatigue, polymerization temperature, linear shrinkage Wprowadzenie Obecnie, pomimo wielu konstrukcyjnych rozwiązań odnoszących się do endoprotez, endoprotezoplastyka z zastosowaniem cementu jest wciąż jedną z podstawowych procedur w leczeniu chirurgicznym stawów, w szczególności u osób starszych. Analizując obecny stan wiedzy w dziedzinie biomateriałów (materiałów biomedycznych), można potwierdzić, iż cement zastosowany w endoprotezoplastyce nie spełnia stawianych wymagań w stopniu satysfakcjonującym z powodu biofunkcjonalności sztucznych stawów [1-9]. Kierunki udoskonalania właściwości funkcjonalnych cementu chirurgicznego ograniczają się do zmiany ich właściwości fi zykochemicznych i mechanicznych poprzez fi zyczną i chemiczną modyfi kację [4-6,10-12]. Najczęstsze próby udoskonalenia właściwości siłowych (wytrzymałości) cementu akrylowego polegają na wprowadzeniu domieszek, takich jak: węgiel, poliuretan, polietylen oraz włókna poliamidu aromatycznego, jak również stali i włókna tytanu lub proszku fl uorapatytu. Biomateriały węglowe [1-13] mają przyszłościowe znaczenie dla chirurgii. Marciniak [1] cytuje informacje o wynikach eksperymentów, opartych na tym, które implantowane włókna są uważane za stymulu- Introduction Nowadays, despite numerous constructional solutions regarding endoprostheses, endoprosthesoplasty with the use of cement is still one of the basic procedures in surgical treatment of joints, especially in elderly people. Based on an analysis of the current state of knowledge in the fi eld of biomaterials, it can be affi rmed that the cements applied in endoprosthesis-plasty do not satisfactorily meet the requirements set, due to biofunctionality of artifi cial joints [1-9]. The directions of improvement of functional properties of surgical cements reduce to changing their physicochemical and mechanical properties through chemical and physical modifi cations [4-6,10-12]. The most frequent attempts to improve the strength properties of acrylic cement involve the introduction of additives, such as: carbon, polyurethane, polyethylene and aramid fi bres, as well as steel and titanium fi bres or apatite powder. Carbon biomaterials [1-13] have prospective signifi cance for surgery. Paper [1] quotes the news about the results of experiments, based on which implanted fi bres are said to stimulate the growing in of connective tissue along carbon fi laments and further on, deposition of strong collagen fi - 63

2 Wstępne wyniki modyfi kacji cementu chirurgicznego węglem szklistym Fizjoterapia 2008, 16, 2 jące wrastanie tkanki łącznej wzdłuż włókien węglowych, a następnie osadzanie się mocnych włókien kolagenowych. Powolny proces utraty właściwości mechanicznych przez implant węglowy stanowi ważny czynnik stałego wzrostu obciążeń przekazywanych przez nowo utworzoną, na bazie węgla, tkankę łączną. Resorpcja następuje z jednoczesnym zachowaniem funkcji kończyny [1]. Materiały węglowe znalazły zastosowanie w szwach chirurgicznych, protezach więzadeł, elementach służących do spajania złamanych kości lub protez stawów [1, 12-14]. Najnowsza technologia pozwala modyfi kować strukturę tych materiałów z postaci krystalicznej (grafi t) przez postać przejściową (węgiel turbostratyczny) do postaci amorfi cznej (węgiel szklisty) [1]. Węgiel szklisty jest uzyskiwany z organicznego materiału przez pirolizę oraz zwęglanie do 1200 o C. Żywica, smoła lub sieciowane polimery mogą być tutaj prekursorami [13-14]. Węgiel szklisty charakteryzuje się wyśmienitą biopodatnością. Pierwsze próby stosowania węgla szklistego w medycynie polegały na użyciu go do stworzenia kieszeni, aby przymocować stalowy rdzeń sztucznego korzenia zęba. Niski moduł sprężystości Younga dla węgla szklistego w obszarze kości redukuje możliwość niewłaściwego nastawienia, które może się pojawić w bezpośrednim kontakcie z trzonem metalowym. Komponenty wytworzone z węgla szklistego były również zastosowane, między innymi, w ortopedii, chirurgii sercowej oraz oftalmologii. Przeprowadzono również badanie dotyczące możliwości zastosowania węgla szklistego jako zastawki serca, wykonując z niego części elektrod rozrusznika lub części mających styczność z krwią lub jako odpowiednik tkanki kostnej. Inne eksperymenty obejmowały potencjalne zastosowanie węgla szklistego w zabiegach rekonstrukcji czaszkowo-twarzowej [13]. Porowata struktura węgla szklistego działa jako rama szkielet dla kości do wrastania. Mechaniczne właściwości węgla szklistego czynią go odpowiednim do działania jako strukturalny odpowiednik kości w obszarze, gdzie pojawiają się natężenia ściskające. Badania skoncentrowane na wrastaniu się kości w pory implantu z węgla szklistego u królików laboratoryjnych, opisane przez Tarvainena i in. [15, 16], ujawniły świeżo uformowaną kość w porach już po upływie trzech tygodni. Równocześnie wzrosła gęstość kości. Nie zaobserwowano żadnych niekorzystnych reakcji tkankowych. Biorąc pod uwagę całą charakterystykę węgla szklistego, korzystną zarówno dla organizmu, jak i dla mechanizmu przekazującego obciążenie z implantu na kość, podjęto próbę zastosowania tego materiału do fi zycznej modyfi kacji cementu chirurgicznego bazując na PMMA w celu udoskonalenia jego właściwości użytkowych. Materiał do badań składał się z cementu chirurgicznego, stosowanego w krajowej praktyce klinicznej, o nazwie Palacos R-40 oraz Palamed 40 [2]. Domieszka węgla szklistego w formie proszku, o granulacji 10 μm lub 160 μm, w ilości 1 g (1,6 w/w %) lub 2 g (3,2 w/w %), została wprowadzona w wybrane cementowe stopnie (paczka 40 g proszku i 20 ml cieczy). Węgiel szklisty był uzyskany przez koksowanie żywicy fenolu i formaldehydu. Wyniki teoretycznych obliczeń rozkładu zmiennej temperatur w czasie, w warunkach przebiegu polimeryzacji [5, 6], pozwalają sądzić, że jest możliwe obniżenie skurczu oraz maksymalnej temperatury układu dającego się polimeryzować poprzez modyfi kację cementu za pomocą węgla szklistego. Domieszka sproszkowanego węgla szklibres. The carbon material undergoes gradual resorption. A slow process of loosing the mechanical properties by a carbon implant is an important factor of a gradual increase of loads transferred by the newly formed carbonbased connective tissue. The resorption proceeds with a simultaneous preservation of a limb s function [1]. Carbon materials have found applications in surgical stitches, ligament prostheses, elements intended for joining fractured bones or joint prostheses [1,12-14]. The state-of-the-art technology allows modifying the structure of those materials, from a crystalline structure (graphite), transitory structure (turbostatic carbon), to an amorphous structure (glassy carbon) [1]. Glassy carbon is obtained from an organic material through pyrolysis and carbonization to 1200 o C. Resin, pitch or cross-linked polymers can be the precursors here [13-14]. Glassy carbon is characterized by excellent biocompliance. In fi rst attempts to apply glassy carbon in medicine, it was used as a pocket for affi xing a steel core of a false root of a tooth. A low Young s modulus for glassy carbon in the bone region reduces the mechanical misadjustment which could occur in a direct contact with the metal core. Components made of glassy carbon were also applied, inter alia, in orthopedics, heart surgery and ophthalmology. Also, research was conducted on the possibilities of applying glassy carbon as cardiac valves, making electrode elements of the pacemaker or elements contacting the blood, or as bone tissue substitutes. Other experiments involved the potential application of glassy carbon in cranio-facial reconstruction procedures [13]. A porous form of glassy carbon functions as a frame for the bones to grow into. Its mechanical properties are appropriate for glassy carbon to act as a structural substitute of the bone in regions where compressive stresses occur. The studies focused on bone growing into pores of a glassy carbon implant in laboratory rabbits, described in papers [15, 16], revealed a newly formed bone in the pores as early as 3 weeks later. Simultaneously, the density of the bone increased. No unfavourable tissue reactions were observed. Taking into account all characteristics of glassy carbon, advantageous to both the organism and the mechanism of load transmission from an implant onto the bone, an attempt was undertaken to use this material for physical modifi cation of PMMA-based surgical cement in order to improve its functional properties. 64 Materiał, metody badania oraz wyniki Material, research methods and results The material for the research consisted of surgical cements used in the clinical practice in the country, namely Palacos R-40 and Palamed 40 [2]. A glassy carbon addition in the form of powder, 10 μm or 160 μm granulation, in the amount of 1 g (1.6 w/w %) or 2 g (3.2 w/w %), was introduced into selected cement grades (packet with 40 g of powder and 20 ml of liquid). Glassy carbon was obtained via carbonization of phenol-formaldehyde resin. The results of theoretical calculations of temperature distributions variable in time in the polymerization process conditions [5, 6] allow concluding that it is possible to reduce shrinkage and the maximum temperature of the polymerizable system through a modifi cation of the cement with glassy carbon. A powdered glassy carbon addition to

3 Physiotheraphy 2008, 16, 2 stego do cementu o bazie PMMA zwiększa współczynnik przewodzenia cieplnego wytworzonego kompozytu. Domieszka takiego materiału może również zatrzymać skurcz masy cementowej w procesie polimeryzacji. Prace [10, 17-19] przedstawiają wyniki badań eksperymentalnych nad skurczem oraz temperaturą polimeryzacji cementu chirurgicznego z domieszką węgla szklistego. Prace [10, 17] opisują również badanie, w którym cement w postaci półpłynnej został dolany pod ciśnieniem do metalowej formy o początkowej temperaturze 37ºC, odpowiadającej temperaturze ludzkiego organizmu. Uzyskane wyniki pomiarów maksymalnej temperatury polimeryzacji cementu bez żadnej domieszki oraz cementu z domieszką węgla szklistego są przedstawione na ryc. 1, a wyniki dla końcowego liniowego skurczu po 6-godzinnej polimeryzacji tych materiałów są przedstawione na ryc. 2. Modyfi kacja cementu węglem szklistym obniża maksymalną temperaturę polimeryzacji o 11% i skurcz liniowy o 34% [10]. Balin i in. [18] do zbadania warunków implantacji w odniesieniu do skurczu i temperatury polimeryzacji cementu w organizmie zbudowali laboratoryjny warstwowy model tak, żeby odpowiadał rzeczywistemu układowi biomechanicznemu składającemu się z endoprotezy, cementu oraz kości. Warstwa endoprotezy została wymodelowana za pomocą nierdzewnego stalowego dysku, a warstwa kostna za pomocą dysku wykonanego z żywicy epoksydowej. Pomiędzy tymi warstwami została umieszczona gumowa obręcz, która następnie została wypełniona cementem przygotowanym jak dla implantacji. W celu określenia polimeryzacyjnego skurczu cementu wykonano pomiar odkształcenia próbki cementu. Pomiar temperatury był wykonany po dwóch stronach układu: na zewnętrznej krawędzi metalowej obręczy i w punkcie kontaktowym modelu kości oraz cementu. Temperaturę polimeryzacji cementu w modelu kości w warunkach odpowiadających tym charakterystycznym dla implantacji endoprotezy stawu biodrowego omówiono w pracy Balin i in. [19]. Żywica została zastosowana jako materiał modelujący kość ze względu na jej termalne właściwości podobne do cech właściwych kości. Pomiary temperatury cementu dającego się polimeryzować były przeprowadzone w obszarze granicznym kontaktu z kością w zakresie górnej części Preliminary results of surgical cement modifi cation with glassy carbon a PMMA-based cement enhances the thermal conductivity coeffi cient of the composite produced. An addition of such material can also hinder the shrinkage of the cement bulk in the polymerization process. Papers [10, 17-19] present the results of experimental research on the shrinkage and polymerization temperature of a surgical cement with a glassy carbon addition. Papers [10, 17] describe the study in which cement in a semi-fl uid form was poured under pressure into a metal mould of an initial temperature of 37ºC, corresponding to the temperature of the human organism. The obtained measurement results of the maximum polymerization temperature of cement without any addition and cement with a glassy carbon addition are presented in Fig. 1, and the results for the fi nal linear shrinkage after 6-hour polymerization of those materials, are shown in Fig. 2. The cement modifi cation with glassy carbon reduced the maximum polymerization temperature by 11%, and the linear shrinkage by 34% [10]. Balin et al. [18], for the examination of implantation conditions regarding the shrinkage and polymerization temperature of cement in the organism, a layered laboratory model was built to substitute the real biomechanical system consisting of an endoprostesis, cement and a bone. The endoprosthesis layer was modelled by a stainless steel disc, and the bone layer, by a disc made of epoxy resin. A rubber ring was placed between those layers, which was later on fi lled with cement prepared as for implantation. To determine the polymerization shrinkage of the cement, measurement of the cement sample s deformation was made. Temperature measurement was performed in two sites of the system: on an external edge of the metal ring and at the contact point of the bone model and cement. The cement polymerization temperature in a bone model under conditions corresponding to those characteristic for hip joint endoprosthesis implantation was studied in paper Balin et al. [19]. Resin was used as the bone modelling material, for its thermal properties are similar to appropriate qualities of the bone. Temperature measurement of the polymerizable cement was carried out at the contact boundary with the bone in the area of upper part of the edoprosthesis stem, in its middle part and below the stem. The studies demonstrated that it is 120 1, temperature ( 0 C) linear shrinkage (%) 0,8 0,6 0,4 95 0,2 90 Palamed 40 Palamed 40+C 0 Palamed 40 Palamed 40+C Ryc. 1. Maksymalna temperatura polimeryzacji cementu Palamed 40 oraz cementu Palamed 40 z domieszką węgla szklistego Fig. 1. Maximum polymerization temperature of Palamed 40 cement and Palamed 40 with a glassy carbon addition Ryc. 2. Liniowy skurcz cementu Palamed 40 oraz cementu Palamed 40 z domieszką węgla szklistego Fig. 2. Linear shrinkage of Palamed 40 cement and Palamed 40 with a glassy carbon addition 65

4 Wstępne wyniki modyfi kacji cementu chirurgicznego węglem szklistym Fizjoterapia 2008, 16, 2 66 trzpienia endoprotezy, w części środkowej i poniżej trzpienia. Badania wykazały, że jest możliwe obniżenie maksymalnej temperatury polimeryzacji cementu chirurgicznego poprzez wprowadzenie mieszanki węgla szklistego. Istotnym problemem związanym z budową endoprotezy jest mechanizm przenoszenia obciążeń w stawie. Po wykonaniu implantacji endoprotezy przestrzenny rozkład obciążeń podlega zmianie. Metal zastosowany do wytworzenia trzpienia endoprotezy, tak żeby można było ją zamocować przy użyciu cementu, nie odpowiada biologicznym oraz elastycznym właściwościom kości, ponieważ jego współczynnik elastyczności (sprężystości) jest zbyt wysoki. Właściwości elastyczne cementu odgrywają ważną rolę w przenoszeniu obciążeń z trzpienia endoprotezy na kość. Współczynnik sprężystości Younga dla cementu kostnego jest kilka razy niższy niż dla kości korowej. Po stwardnieniu cement kostny wykonany z polimetakrylanu jest jednakże twardym i łamliwym materiałem, podatnym na pękanie pod wpływem obciążeń rozciągających [1, 2, 5, 6, 9, 10]. Bazując na przeprowadzonych dotychczas badaniach [10, 17], można stwierdzić, że domieszka węgla szklistego w ilości 1,6% w/w lub 3,2% w/w, dodana do cementu, wpływa na niewielkie obniżenie jego właściwości siłowych i współczynnika sprężystości określanego w warunkach statycznego zgięcia oraz ucisku. Cement chirurgiczny, będący mieszanką polimerów, reprezentuje klasyczny przykład wiskoelastycznej (lepkosprężynowej) substancji w proponowanym modelu. Kość może być również traktowana jako materiał wiskoelastyczny (lepkosprężynowy). Właściwości fizykochemiczne i mechaniczne tych materiałów zmieniają się wraz z upływem czasu. W 24-godzinnym okresie u typowego pacjenta ze sztucznym stawem biodrowym można wyróżnić zarówno okresy aktywności fizycznej, jak i spoczynku. Są one powiązane ze zmiennymi charakterystykami obciążeń, które są skierowane na staw oraz cement w jego wnętrzu, ostatecznie będący częścią stawu. Zjawisko rozkładu cementu podczas ruchu człowieka ma miejsce podczas trwania cyklicznych zmian obciążeń o wysokich wartościach. Dlatego mogą być one z wysokim prawdopodobieństwem określone jako zmęczenie w zakresie małej liczby cykli. Mając to na uwadze, w pracach [5, 6, 10, 20-22] dokonano oceny zachowania cementu w sztucznym stawie biodrowym poprzez zastosowanie metody badań zmęczeniowych niskocyklowych. Badania zmęczeniowe niskocyklowe zostały przeprowadzone na serwohydraulicznej (wytrzymałościowej) maszynie, MTS-810, z kontrolą odkształcenia [20] lub obciążenia [21]. Zmiana obciążenia oraz zmiana odkształcenia były modelowane przez trójkątny cykl z częstotliwością 0,3 Hz. Przyjęto metodę cyklicznych obciążeń próbek, która indukuje zmienne naciski w zakresie obciążeń rozciągających najbardziej niekorzystnych dla cementu, ponieważ prowadzą do jego pękania oraz kruszenia. Maksymalne wartości tych obciążeń (nacisków) nie przekraczały 26 MPa, np.: około 90% siły rozciągania cementu R m. Podczas testów zapisywano diagramy obciążeń (nacisków) w zależności od odkształcenia próbki wraz ze zwiększającą się liczbą cykli N. Odnotowane zależności miały charakter pętli histerezy. Podczas badań zaobserwowano zjawisko cyklicznego rozluźnienia oraz cyklicznego pełzania cementu, ujawniającego się w obniżeniu maksymalnej siły ze zwiększoną liczbą cykli (rozluźnienia), przemieszczeniu pętli histerezy (wzrost odkształcenia) oraz w obniżeniu kąta ich nachylenia (ryc. 3 i 4) [5, 6, 20, 21]. Testy były przeprowadzane aż do momentu zużycia próbek, czyli uzyskania wartości żywotności, tj. trwałości N f. Wartości trwałości N f cementu kompozytu węgla szklistego, uzyskane w badaniach zmęczeniowych niskocyklowych, były wyższe niż wartości N f próbek cementu bez żadnych domiepossible to decrease the maximum polymerization temperature of surgical cement by introducing a glassy carbon additive. A major problem connected with the structure of the endoprosthesis is the load transmission mechanism in the joint. After implantation of an endoprosthesis, the spatial distribution of loads changes. The metal used for the production of endoprostheses stems to be anchored by means of cement does not match the bones biological and elastic properties, since its elasticity modulus is too high. Elastic properties of cement play an important role in load transmission from the endoprosthesis stem onto the bone. Young s modulus for bone cement is a few times lower than that of the cortical bone. After hardening, bone cement made of polymethacrylate is, however, a hard and brittle material, susceptible to cracking under tensile stresses [1, 2, 5, 6, 9, 10]. Based on the studies conducted so far, referred to in papers [10, 17], it can be affi rmed that a glassy carbon additive in the amount of 1.6% w/w or 3.2 % w/w to cement resulted in a slight decrease of its strength properties and elasticity moduli determined in the conditions of static bending and compression. Surgical cement, being a polymer composition, represents a classical example of a viscoelastic substance in a model approach. The bone can be also regarded as a viscoelastic material. The physicochemical and mechanical properties of such materials changer over time. In a 24-hour period, there are periods of both physical activeness and periods of rest in a typical patient with an artifi cial hip joint. They are connected with variable characteristics of load imposed on the joint and the cement inside it, the latter being one of the joint s components. The phenomenon of cement degradation during the person s movement takes place under the action of cyclic changes of loads of high values. Therefore, they can be defi ned with high probability as fatigue in the range of a small number of cycles. Bearing this in mind, in papers [5, 6, 10, 20-22], an evaluation of cement behaviour in an artifi cial hip joint was made, by applying the low-cycle fatigue testing method. The low-cycle fatigue tests were conducted on a servohydraulic machine, MTS-810, with deformation [20] or load [21] control. A change of load and a change of deformation were modelled with a triangular cycle of 0.3 Hz frequency. A method of cyclic loading of the samples was assumed which induces variable stresses in the area of tensile stresses the most disadvantageous for cement, since they lead to its cracking and chipping. The maximum values of those stresses did not exceed 26 MPa, i.e. ca. 90% of cement s tensile strength R m. During the tests, the diagrams were recorded of load (stress) dependence on deformation of a sample with an increasing number of cycles N. The dependences recorded had a nature of a hysteresis loop. During the investigations, phenomena of cyclic relaxation and cyclic creep of the cement were observed, manifesting themselves in a decrease of the maximum force with an increasing number of cycles (relaxation), the hysteresis loop displacement (deformation growth) and in a reduction of their angle inclination (Fig. 3 and 4) [5, 6, 20, 21]. The tests were conducted until samples failure, obtaining the durability values, N f. The durability values N f of the cement-glassy carbon composite, obtained in the low-cycle fatigue tests, were higher than the N f values of cement samples with no additive [10, 22]. However, it was found that the durability values N f cannot represent a suffi cient criterion in the evaluation of the tested cements due to the random nature of cracking of samples containing pores inside. Therefore, an attempt was undertaken to compare the investigated materials on the basis of the hysteresis

5 Physiotheraphy 2008, 16, 2 Preliminary results of surgical cement modifi cation with glassy carbon PALAMED loop 1 loop 4000 loop Stress (MPa) E d = 4,1654x10 3 MPa E d = 3,9811x10 3 MPa strain Ryc. 3. Pętle histerezy o różnej liczbie cykli oraz dynamiczny moduł sprężystości E d dla cementu Palamed 40 [21] Fig. 3. Histeresis loops after a different number of cycles with the dynamic elasticity modulus values, E d, for Palamed 40 cement [21] PALAMED 40 + CARBON 1 loop 4000 loop Stress (MPa) E d = 4,5025x10 3 MPa E d = 4,3965x10 3 MPa strain Ryc. 4. Pętle histerezy po różnej liczbie cykli oraz dynamiczny moduł sprężystości E d dla cementu Palamed 40 z domieszką węgla szklistego [21] Fig. 4. Histeresis loops after a different number of cycles with the dynamic elasticity modulus values, E d, for Palamed 40 cement with a glassy carbon addition [21] szek [10, 22]. Jednakże stwierdzono, że wartości trwałości nie są wystarczającym kryterium w ocenie badanych cementów z powodu przypadkowej natury pękania próbek zawierających pory wewnątrz. Dlatego podjęto próbę porównania badanych materiałów na podstawie zmiany kąta nachylenia pętli histerezy po określonej liczbie cykli N, tym samym dla wszystkich cykli. Zmiany w nachyleniu pętli histerezy opisują liczbę stopni swobody dynamicznych współczynników wraz ze wzrastającą liczbą cykli. Zmiany w dynamicznych współczynnikach sprężystości wraz z rosnącą liczbą cykli N dla czystego cementu oraz dla cementu, zmodyfikowane węglem szklistym, są przedstawione na ryc. 5. Fizyczna modyfikacja cementu o bazie PMMA za pomocą cząsteczek węgla szklistego obniża jego skłonność do cyklicznego pełzania. Współczynniki dynamiczne sprężystości dla tego materiału po 4000 cykli uległy bardzo znacznym zmianom. loop s inclination angle change after a specifi ed number of cycles, N, the same for all samples. Changes in the hysteresis loop s inclination describe the variability of the dynamic modulus with an increasing number of cycles. The change in the dynamic modulus of elasticity with a growing number of cycles N for pure cement and for cement modifi ed with glassy carbon is presented in Fig. 5. Physical modifi cation of a PMMA-based cement with glassy carbon particles reduced its susceptibility to cyclic creep. The dynamic modulus of elasticity for this material after 4000 cycles underwent very insignifi cant changes. 67

6 Wstępne wyniki modyfi kacji cementu chirurgicznego węglem szklistym Fizjoterapia 2008, 16, 2 Palamed40 Palamed40+C 4,6 4,5 dynamic modulus of elasticity E d x 10-3 (MPa) 4,4 4,3 4,2 4,1 4 3, number of cycle N (cycles) Ryc. 5. Zmiana dynamicznego modułu sprężystości E d wraz ze wzrostem liczby cykli N dla cementu Palamed 40 oraz cementu Palamed 40 z domieszką węgla szklistego [21] Fig. 5. The dynamic modulus of elasticity E d changing with a growing number of cycles N for the Palamed 40 cement and Palamed 40 cement with a glassy carbon addition [21] Wnioski Wykazano, że jest możliwe obniżenie skurczu oraz maksymalnej temperatury polimeryzacji układu poprzez dodanie sproszkowanego węgla szklistego do cementu chirurgicznego. Uzyskany kompozyt polimerowy z węglem szklistym zachowuje właściwości materiału lepkosprężystego. Podczas badań zmęczeniowych niskocyklowych zaobserwowano zjawisko cyklicznego rozluźnienia nacisku oraz cyklicznego pełzania. Technologia wprowadzania domieszek, zastosowana w omówionym stadium badań, udowodniła niemożność wyeliminowania porów w cemencie modyfikowanym węglem szklistym. Pomimo tego problemu materiał wykazuje niższe skłonności do pękania w porównaniu do cementu bez węglowej domieszki. Eksperymenty również pokazują, że fizyczna modyfikacja cementu o bazie PMMA cząsteczkami węgla szklistego obniża jego skłonność do cyklicznego pełzania. Zmiana w dynamicznych współczynnikach sprężystości, zależna od liczby cykli obciążeń, jest proponowana jako kryterium skłonności cementu do cyklicznego pełzania. Dynamiczny współczynnik sprężystości dla cementu modyfikowanego węglem szklistym ulega bardzo znaczącym zmianom z jednocześnie wzrastającą liczbą cykli obciążeniowych. Wnioski wyciągnięte z badań autorów w prezentowanych pracach pokazują, że byłoby racjonalnie kontynuować badania nad kształtowaniem właściwości cementu chirurgicznego w kierunku tworzenia PMMA kompozytu węgla szklistego. Poprzez właściwy dobór komponentów, PMMA kompozyt węgla szklistego, można osiągnąć satysfakcjonującą trwałość, wysoce pożądaną przez chirurgów. Conclusions It has been demonstrated that it is possible to reduce shrinkage and maximum temperature of a polymerizable system by adding powdered glassy carbon to surgical cement. The obtained polymer composite with glassy carbon retains the properties of a viscoelastic material. During lowcycle fatigue tests, the phenomena of cyclic stress relaxation and cyclic creep were observed. The technology of additive introduction, applied at the discussed stage of investigations, has proved to be unable to eliminate pores in the cement modifi ed with glassy carbon. Despite this problem, the material has demonstrated lower susceptibility to cracking in comparison with cement without a carbon additive. Experiments have also shown that physical modifi cation of a PMMA-based cement with glassy carbon particles reduced its susceptibility to cyclic creep. A change in the dynamic modulus of elasticity, depending on the number of load cycles, has been proposed to be a criterion of cement susceptibility to cyclic creep. The dynamic modulus of elasticity for cement modifi ed with glassy carbon undergoes very insignifi cant changes with a simultaneously increasing number of load cycles. The conclusions drawn from the authors studies discussed in the presented papers show that it will be reasonable to continue the research on shaping the properties of surgical cements in the direction of creating a PMMA-glassy carbon composite. Through an appropriate selection of components, the PMMA glassy carbon composite can achieve satisfactory durability, highly desirable by surgeons. Piśmiennictwo References 68 [1] Marciniak J. Biomateriały. Wydawnictwo Politechniki Śląskiej, Gliwice [2] Kühn K-D. Bone Cements. Springer-Verlag, Berlin- -Heidelberg [3] Polesiński Z., Karaś J. Cementy kostne i stomatologiczne, [w:] M. Nałęcz (red.) Biocybernetyka i inżynie- ria biomedyczna 2000 t. 4, Biomateriały (red. Błażewicz S. W., Stoch L.). Akademicka Ofi cyna Wydawnicza EXIT, Warszawa 2003, [4] Łukaszczyk J. Polimerowe i kompozytowe cementy kostne oraz materiały pokrewne. Polimery, 2004, 49, 2,

7 Physiotheraphy 2008, 16, 2 [5] Balin A. Materiałowo uwarunkowane procesy adaptacyjne i trwałość cementów stosowanych w chirurgii kostnej. Zeszyty Naukowe Politechniki Śląskiej, 1610, Hutnictwo, 69, Gliwice [6] Balin A., Toborek J. Metody kształtowania i oceny właściwości użytkowych cementów chirurgicznych. Inż. Mat., 2007, 2, [7] Lu Z., Mc Kellop H. Effects of cement creep on stem subsidence and stresses in the cement mantle of a total hip replacement. Journal of Biomedical Materials Research, 1997, 34, [8] Verdonschot N., Huiskes R. Subsidence of THA stems due to acrylic cement creep is extremely sensitive to interface friction. J. Biomechanics, 1996, 29, 12, [9] Graham J., Pruitt L., Ries M., Gundian N. Fracture and Fatigue Properties of Acrylic Bone Cement. The Journal of Arthroplasty, 2000, 15, 8, [10] Balin A., Myalski J., Pucka G., Toborek J. Wpływ domieszki materiału ceramicznego na właściwości fi zykochemiczne cementu chirurgicznego. Polimery, 2006, 51, 11-12, [11] Thanner J., Freij-Larsson Ch., Karrholm J., Malchau H., Wesslen B. Evaluation of Boneloc. Chemical and mechanical properties, and randomized clinical study of 30 total hip arthroplasties. Acta Orthop. Scand., 1995, 66, 3, [12] Von Grabowski M. T. W., Mittelmeier H. Aktualne możliwości i perspektywy wykorzystania tworzywa węglowego w chirurgii urazowo-ortopedycznej z uwzględnieniem osteosyntezy trzonów kości długich. Chir. Narz. Ruchu Ortop. Pol., 1994, 59, supl. 2, [13] Błażewicz S., Chłopek J., Błażewicz M., Pamuła E. Biomateriały węglowe i kompozytowe. W monografi i: Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000 (red. Nałęcz M.), t. 4, Biomateriały (red. Błażewicz S. W., Stoch L.). Akademicka Ofi cyna Wydawnicza EXIT, Warszawa 2003, [14] Fitzer E. From polymers to polymeric carbon a way to synthesize a large variety of new materials. Pure & Appl. Chem., vol. 52, Pergamon Press Ltd Printed in Great Britain, [15] Tarvainen V. T., Tunturi T. O., Paronen I., Lauslahti K. R., Lehtinen E. T., Rokkanen P. U., Rautavuori J., Törmälä P., Pätiälä H. V. Glassy carbon implant Preliminary results of surgical cement modifi cation with glassy carbon as a bone graft substitute: an experimental study on rabbits. Clin. Mater., 1994, 17, 2, [16] Tarvainen T., Pätiälä H., Tunturi T., Paronen I., Lauslahti K., Rokkanen P. Bone growth into glassy carbon implants. A rabbit experiment. Acta Orthop. Scand., 1985, 56, 1, [17] Balin A., Myalski J., Pucka G., Toborek J. Wpływ domieszki węgla szklistego na właściwości fi zykochemiczne cementu chirurgicznego. Materiały Polimerowe Pomerania-Plast Streszczenia. Politechnika Szczecińska, Szczecin-Międzyzdroje 2004, [18] Balin A., Ziemba S., Plaza M., Myalski J., Toborek J. Wpływ domieszek w cemencie chirurgicznym na skurcz i temperaturę układu polimeryzującego. Czasopismo Techniczne, Mechanika z. 6-M/2006, Wydawnictwo Politechniki Krakowskiej, Kraków 2006, [19] Balin A., Ziemba S., Plaza M., Myalski J., Toborek J. Examination of heat fl ow in a model of the biomechanical prosthesis-cement-bone system. Zeszyty Naukowe Katedry Mechaniki Stosowanej, 26, Biomechanika 06, Gliwice 2006, [20] Balin A., Junak G. Low-cycle fatigue of surgical cements. Journal of Achievements in Materials and Manufacturing Engineering, January-February , 1-2, [21] Balin A., Junak G. Investigation of Cyclic Creep of Surgical Cements. Archives of Materials Science and Engineering, 2007, 28, 5, [22] Balin A., Junak G., Sozańska M., Kolczyk E., Toborek J. Wpływ domieszek na zachowanie się cementu chirurgicznego w warunkach obciążeń zmiennych. Inżynieria Biomateriałów, 2007, 65-66, Adres do korespondencji: Address for correspondence: Katedra Mechaniki Materiałów Politechnika Śląska ul. Krasińskiego Katowice Wpłynęło/Submitted: V 2008 Zatwierdzono/Accepted: VI