دانلود رایگان بررسی کاربرد ها و خواص سیمان استخوان

    —         —    

ارتباط با ما     —     لیست پایان‌نامه‌ها

... دانلود ...

توجه : این فایل به صورت فایل ورد (Word) ارائه میگردد و قابل تغییر می باشد


 دانلود رایگان بررسی کاربرد ها و خواص سیمان استخوان دارای 49 صفحه می باشد و دارای تنظیمات و فهرست کامل در microsoft word می باشد و آماده پرینت یا چاپ است

فایل ورد دانلود رایگان بررسی کاربرد ها و خواص سیمان استخوان  کاملا فرمت بندی و تنظیم شده در استاندارد دانشگاه  و مراکز دولتی می باشد.

سیمان استخوان
دراین تحقیق برخی مقالات كه از سال 1996 به بعد در ارتباط با سیمان های استخوان مختلف ارائه شده است مورد بررسی قرار گرفته اند.
به طور كلی چهار نوع سیمان استخوان برای كاربردهای ارتوپدی و دندانپزشكی موجود است كه دو تاپایه پلیمری و دوتای دیگر سرامیكی دارند كه عبارتند از:
-    سیمان های اكریلیكی یا سیمان های با پایه پلی متیل متاكریلات PMMA))
-    سیمان های با پایه پلی پروپیل فومریت (PPF)
-    سیمان های فسفات كلسیم (CPBCS)
-    سیمان های گلاس یونومر (glass inomer)
هر كدام از این چهار نوع سیمان خود دارای تركیبات و فرمولاسیونهای متفاوت بوده كه هر كدام خواص مختلف با یكدیگر دارند.
سیمان استخوان PMMA برای كاربردهای كلینیكی 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 متاكریلات و مایع  مونومرمتیل متاكریلات تهیه می شود.
بخش مایع (20 میلی لیتر)   
متیل متاكریلات (مونومر)    4/97 درصد حجمی
ان وان دی متیل پلی تولوئیدن    6/2 درصد حجمی
هیدوركئینون    15 75 قسمت در میلیون
بخش پودر جامد (40 گرم)   
پلی متیل متا كریلات    15 درصد وزنی
كوپلیمر متیل متاكریلات - استیرن    75 درصد وزنی
باریم سولفید    10 درصد وزنی
دی بنزوئیل پراكسید    درحد بسیار اندك
هیدور كئینون از پلیمریزاسیون سریع جلوگیری می كند. 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 تركیب نهایی اضافه می شود. (عامل پخت cold curing). واژه اصلاح سازی سرد به این منظور به كار می رود كه تفاوت شرایط اجرای عملیات باوضعیت كار 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 كه پودر و مایع با یكدیگر مخلوط می شوند مایع مونومر از طریق فرایند پلیمریزاسیون اضافی، عمل پلیمریزاسیون را انجام می دهد. دی بنزوئیل پراكسید كه نقش فعال كننده را به عهده دارد با پودر مخلوط شده و با مونومر واكنش انجام می دهد تا یك رادیكال مونومر را تشكیل دهد. این رادیكال مونومر سپس به مونومر دیگری هجوم می برد تا یك رادیكال دیمر تشكیل دهد. فرایند  ادامه می یابد  تا مولكولهای زنجیر- طویل تولید شود. مایع مونومر سطح ذرات پودر پلیمر را خیس می كند و آنها را پس از پلیمریزاسیون به یكدیگر مرتبط و متصل می سازد و یك حالت خمیری به وجود می آید كه به حفره تزریق می شود. و پوتوز روی سیمان همانند شكل (1) جداداده می شود.
خواص سیمان استخوان می تواند توسط عوامل داخلی و خارجی تحت تأثیر قرار  گیرد كه شامل:
عوامل داخلی :
تركیب مونومر و پلیمر
اندازه، شكل و توزیع ذرات پودر : درجه پلیمریزاسیون
نسبت مایع به پودر
عوامل خارجی
محیط مخلوط كردن: درجه حرارت ، رطوبت، نوع ظرف
روش مخلوط كردن: آهنگ و تعداد زدن با همزن (كاردك)
محیط اصلاح سازی: درجه حرارت، رطوبت، فشار، سطح تماس، (بافت، هوا، آب و….)
مهمترین عامل تعیین كننده خواص سیمان استخوان اكریلیكی را می توان تخلخل ایجاد شده در خلال عملیات اصلاح سازی دانست، حفره های بزرگ (با قطر چند میلیمتر) سبب تضعیف خواص مكانیكی می شود. بخار مونومر و هوای محبوس شده در خلال مخلوط كردن دو دلیل بروز تخلخل در مخلوط است . با استفاده از اعمال خلاء و قرار دادن مخلوط مونومر و پودر تحت نیروی گریز از مركز (سانتریفوژ) خلال مخلوط كردن می توان تخلخل را كاهش داد. در هر حال هر دو روش مذكور معایبی را مثل دشواری مخلوط كردن هنگامی كه خلاء اعمال می شود و جدایش اجزاء مخلوط وقتی كه نیروی گریز از مركز به كار می رود و دربر دارد و گذشته
از آن نیاز به تجهیزات اضافی نیز وجود دارد. تخلخل همچنین می تواند با كاهش دمای تولید شده حین پلیمریزاسیون كاهش یابد.(1)
به طور كلی وظیفه اصلی سیمان توزیع تنش روی نواحی تماس بین استخوان و پروتز است در واقع به عنوان یك فاز بینابین پروتز فلزی با مدول بالا و استخوان است. و برای انتقال و توزیع بارهای وزن بدن و بارهای سیكلی به خاطر حركت های حین راه رفتن از پروتز به استخوان به كار می رود.(17). مونومرهای اكریلیكی بسیار واكنش پذیر بوده و حین پلیمریزاسیون گرمای زیادی آزاد می كند. میزان آستانه  (حد) برای آسیب حرارتی بافت، در اطلاعات مستند در محدده زیر   تا بالای   برای استخوان  می باشد. دانسته شده است كه اكریلیك  سبب مرگ سلولهای استخوان در محل كاشت به خاط گرمای پلیمریزاسیون یا اثرات موضعی منومر متیل متا كلریلات كه از مواد خارج می شود، می شود. سمی بودن اثر دیگر در زمان كاشت می باشد كه 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 كریلات است. (15)
آمین های حلقوی نوع سوم خیلی سمی هستند و تركیب سرطانزا محسوب می شوند، آنها پس از واكنش با بنزوئیل پراكسید (BPO) اكسیده شده و به آمینهای نوع دوم و اكسیدهای آمین بدل می شود. به علاوه برخی آمینهای تغیر نیافته رها خواهند شد.
مشكل دیگر سیمان های اكریلیكی لق شدگی در محل فصل مشترك سیمان- پروتز است. همچنین سیمان اتصال خوبی با استخوان نداشته و معمولاً باعث شكست می شود.  با پوشش دادن پروتز با سیمان استخوان یا پلیمر PMMA لق شدگی سیمان- پروتز كاهش 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 كردن فاصله های بین بافت سخت و پروتز در تثبیت طویل المدت پروتز ها مهم است. چسبیدن سیمان استخوان به استخوان و پروتزها ممكن است برای حل این مشكل مهم باشد. (12). برای حل این مشكلات برخی ذرات استخوان را به سیمان استخوان اكریلیكی اضافه كرده اند كه كاهش درتعداد تخلخل را باعث شده اما تولید مجدد استخوان را باعث می شود. اجزای دیگر كه فرمولاسیون های سیمان استخوان اكریلیكی اضافه شده اند، هیدوركسی آپاتیت است كه به صورت ذرات ریز اضافه شده است و از خواص مكانیكی حمایت كرده و ماكزیمم دمای سیمان را كاهش داده و تشكیل بافت استخوان را در اطراف كاشتنی با توجه به فرمولاسیون كلاسیك PMMA تسریع می كند.(16)
سیمان های اكریلیكی معمولترین كاربرد برای ایمپلنت های غیر فلزی در ارتوپدی هستند. آنها معمولاً با اضافه كردن یك تركیب غیر آلی كه معمولاً باریم سولفات است، رادیو اوپك (غیر شفاف) می شوند. اگر چه مقادیر كمی از نمك های غیر آلی كه به طور ظریف در سیمان پخش شده اند با زمینه آلی PMMA سازگار نیستند. مطالعات روی اثر اضافه كردن این تركیبات كاهش ذاتی خواص مكانیكی را آشكار كرد كه در این باره تافنس و استحكام كششی به طور قابل توجهی كاهش یافتند. همچنین باریم سولفات مقاومت شكست توده ماده را كاهش می دهد كه می توان به عنوان یك چادره از متاكریلات كه  نسبت به نور اشعه X  غیر شفاف است. استفاده كرد.
سیمان های استخوان فسفات كلسیم (CPBCS) شامل مایع (محلول یا محلول آ‎بی) و یك پودر شامل یك یا بیشتر تركیبات جامد كلسیم و یا نمك های فسفات است. در نتیجه اگر پودر و مایع با نسبت مناسب با هم مخلوط شوند خمیری تشكیل می دهند كه با رسوب یك یا بیشتر از تركیبات جامد دیگر كه حداقل یكی از آنها فسفات كلسیم است، همواره بده و در دمای اتاق یا بدن گیرش ایجاد می كند. آنها نه تنها زیست سازگار هستند بلكه Osteotransductive نیز می باشند. یعنی پس از جایگذاری در عیوب استخوان پس از اینكه به آهستگی جذب شدند و به طور همزمان بایكدیگر به بافت استخوان جدید تبدیل شدند، باعث كامل شدن استخوان می شوند. آنها همچنین ممكن است با سیمان های PMMA و پوشش های آپاتیت برای تثبیت پروتز های فلزی در ارتوپدی و ایلپنت شناسی دهانی رقابت می كنند (2) زیرا آنها اتصال خوبی  با فلز و استخوان برقرار می كنند. این سیمان ها به دلیل این كه واكنش پلیمریزاسیون ندارند گرمایی تولید نمی كنند بنابراین مشكل مرگ سلولی كه در سیمان های PMMA یك مشكل اساسی است. در این سیمان ها به چشم نمی خورند.
یكی از ویژگیهای این سیمان تشكیل هیدروكسی ایپلنت حین گیرش  است كه باعث سخت شدن سیمان می شود. Chow , Brown (3) سیمان فسفات كلسیم خودگیر را گزارش كردند كه شامل مخلوط تتراكلسیم فسفات ریز (TTCP) و دی كلسیم فسفات آبهنیدراس(DCPA) یا كلسیم فسفات دی هیدرات (DCPD) به عنوان فاز جامد است. وقتی این تركیبات با آب مخلوط می شوند، سیمان تشكیل هیدوركسی آپاتیت میدهد. به دلیل اینكه سیمان فسفات كلسیم PH خنثی دارد و تنها فسفات كلیسم را شامل می شود، زیست سازگاری بالا و قابلیت  تشویق استخوان سازی دارد. اطلاعات مستند نشان می دهد كه سرعت تشكیل HA  (هیدوركسی آپاتیت) می تواند با حضور فسفات در محلول افزایش یابد. اخیراً سیمان كلسیم فسفات جدید كه نیازی به TTCP ندارد گزارش شده است. دراین سیمان ها، تشكیل HA بوسیله استفاده از محلول حاوی فسفات یا محلول PH بالا به عنوان فاز مایع بدست می آید. (3)
سیمان های فسفات كلسیم می توانند پس از مخلوط شدن یا حین گیرش قالبگیری شوند یا به سادگی به عیوب استخوان تزریق شوند. بعضی سیمان های فسفات كلیسم وقتی تحت فشار قرار می گیرند به یك خمیر نازك خارج شده  و جرم جامد داخل سرنگ تفكیك می شوند، بنابراین انتخاب خوب از خمیر ضروری است. خواص سیمان ها با استفاده از اضافه شونده ها تغییر می كند. (5). همچنین می توان با تغییر  در فرایند ساخت یا مواد اولیه مثلاً ریز كردن دانه های پودر، زمان گیرش و خواص مكانیكی سیمان را تغییر می دهد.(6)
سیمانهای گلاس یونومر (GIC) و سیمانهای یونومری (Ic)پ از سیمان های پایه سرامیكی هستند كه اغلب در دندانپزشكی استفاده می شوند ولی كاربردهایی نیز در ارتوپدی و اعضای اسكلتی بدن دارد. این سیمان ها از تركیب شدن یك اسید پلیمریك غلیظ (پلی اكریلیك اسید) با یك شیشه  فلوئورآلومینو- سیلیكات تخریب پذیر نیز به دست می آیند.
گرمازایی در این واكنش وجود نداشته و یا كم است و به علاوه این سیمان ها اتصال چسبنده بین فلز و استخوان تشكیل می دهند. (7). این مواد برای كاربرد به عنوان سیمان ارتوپدی و جانشین استخوان در جراحی دهانی و صورتی ارزیابی شد است كه مزایایی بر سیمان اكریلیك و هیدوركسی آپاتیت یا جانشین های تری كلسیم فسفات  دارند. پیشنهاد شده است كه اساس خواص Osteotransductive و اتصال با استخوان برای این سیمان ها تغییر یون ها در تماس  بافتها در محل كاشت ایپلنت است. سیمان های یونومری می توانند آب جذب كنند ولی این مسأله باعث تغییر خواص آنها می شود. در ضمن این سیمانها یونهای مختلفی مانند كلسیم، پتاسیم، سدیم، فلورید و آلومینیوم از خود آزاد می كنند كه 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 كاهش می دهند (8). برای غلبه بر برخی مشكلات رایج سیمانهای PMMA مانند عدم اتصال  به استخوان استحكام مكانیكی نسبتاً پایین و  تولید گرمای بالا طی پلیمریزاسیون، سیمانهای استخوان بیواكتیو (BA) كه اتصال مستقیم با بافت استخوان زنده دارند و استحكام مكانیكی بسیار بیشتری از سیمانهای PMMA دارند وهنگام سخت شدن گرمای زیادی تولید نمی كنند،  مورد استفاده قرار می گیرند.
خواص سیمان های استخوان اكربلیكی
خواص مكانیكی
در سال 19995، PASCUAL و همكارانش خواص مكانیكی سیمانهای اكریلیكی را با جایگزین كردن مقادیر مختلف منومر متیل متاكریلات (تا 20 درصد) با اتوكسی تری اتیلن گلیكول مونومتاكریلات (TEG) اصلاح كردند. خواص مكانیكی با انجام آزمایشات كششی و فشاری انجام شد. به خاطر هیدورفیل بودن واحدهای اتیلن گلیكول موجود در TEG، قبل از آزمایش به منظور شناخت اثر آب روی خواص مكانیكی نمونه ها در محلول نمك NaCl 90% در   به مدت یك هفته غوطه ور شدند. مطابق شكل (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. استحكام فشاری در تمام مواد، بالای MPA 70 است كه كمترین مقدار مورد نیاز برای استاندارد ASTM است. با افزایش TEG در فاز مایع مدول یانگ كاملاً كاهش یافت در حالی كه استحكام ماكزیموم كششی با افزایش غلظت افزایش می یابد. و همچنین افزایش كرنش كل و كرنش پلاستیك با غلظت های متفاوت TEG صورت می گیرد. (شكل 20)
تنها اثر قابل توجه نمونه های ذخیره شده در محلول نمكی افزایش كرنش كل است كه مربوط به اثر دخول آب به سیمان می شود یعنی اینكه داكتیلیته سیمان اصلاح شده بهبود یافته است. مطالعات تصویر برداری از شكست با میكروسكوپ الكترونی از سطوح شكست كششی سیمان استخوان رایج و سیمان استخوان اصلاح شده با TEG 20% به ترتیب در شكل های 24 و 25 نشان داده شده است. سطح شكست می تواند به یك ناحیه صاف كه ترك شروع می شود و یك ناحیه خشن كه با گسترش ترك از منبع خشن تر می شود تقسیم می شود. ناحیه صاف شامل شروع ترك می شود كه ترك به آسانی در آن رشد می كند. این ناحیه میتواند در سیمان استخوان اصلاح نشده مشاهده شود (شكل a 24) و یك نوع مشخصه ترك در زمینه و دانه های PMMA احساس می شود. در مقابل در سیمان استخوان اصلاح شده، ناحیه صاف به سختی احساس می شود (شكل a25). در سیمان اصلاح شده ترك برداشتن در زمینه بیشتر از دانه ها می باشد. ناحیه انتشار ترك (a 24 و a25) در سیمان استخوان اصلاح شده با TEG بیشتر از سیمان اصلاح نشده است. از نتایج چنین بر می آید كه سیمان استخوان اصلاح شده، تردی كمتری از سیمان اصلاح نشده دارد. در خشن ترین ناحیه (شكل c25 و c24) انتشار ترك بین زمینه و دانه ها قابل تشخیص نیست.
بنابراین جایگزینی جزئی MMA توسط TEG، داكتیلیته بیشتر سیمان استخوان همراه با رفتار چقرمه تر در شكست را باعث می شود. كه زمان كار پروتز HIP را افزایش می دهد.(17). (شكل 24 و 25)
در سال 1997، Furman و Safa كنترل خواص مكانیكی سیمان استخوان PMMA را با تكنیك های تهیه در شرایط مختلف مخلوط كردن بررسی كردند. این عمل باعث بهبود خواص مكانیكی تا فنس شكست و خستگی می شود كه به دو دسته تقسیم می گردند:
1-    آنهایی كه برای رسیدن به بالاترین سطح كیفیت درمواد به كار می روند.
2-    آنهایی كه برای بهبود خواص با تغییر تركیب شیمیایی و فیزیكی مواد پایه انجام می شوند.
باید توجه داشت كه سیمان استخوان اكریلیكی یك ماده هموژن نیست و از مواد مختلفی تشكیل شده است كه اغلب آنها تخلخل ایجاد می كند، بنابراین سیمان استخوان یك كامپوزیت است.(13)
Verdonschot و Huiskes رفتار دینامیكی خزش سیمان Simplex- P با دست مخلوط شده را در كشش و فشار سیكلی، تحت بارگذاری مشابه با بارگذاری فیزیولوژیكی بدن بررسی كردند. آنها دریافتند كه خزش سیمان استخوان در كشش بسیار بیشتر از (5 تا 10 مرتبه سریعتر) از فشار است. همچنین در كشش، كرنش  خزش در سیمان استخوان می تواند بیشتر از فشار از محدوده كرنش الاستیك بحرانی تجاوز كند. همچنین ناهمگنی های نمونه به خاطر تخلخل متغیر وزن مولكولی، جهت مندی زنجیر پلیمر و تنش های باقیمانده داخلی، می تواند یك نقش بزرگ در رفتار خزش در كرنش كم ایفا كند. Topolesky و همكارانش بیان نموده‌اند كه:
تخلخل برای مقاومت خستگی سیمان استخوان تعیین كننده است زیرا  ریز تركها در حفرات جوانه می زنند. بنابراین بهتراست كه تخلخل را حذف كرده و برای افزایش تافنس شكست مواد از یك تقویت كننده استفاده كنیم. مشكل نمونه های مخلوط شده با دست در اتمسفر هوا، حباب های هواست كه در سیمان گیر می افتد. همچنین به دلیل گرمای واكنش ممكن است برخی منومرهای پلیمریزه نشده به صورت گاز بیرون روند كه باعث ایجاد حفره می شود. جراح می تواند گاز را با فشار دست خارج كند. چندین تكنیك اخیراً توسعه یافته اند كه گاز حبس شده را حذف می كنند. ممكن است این تكنیك ها به تنهایی و یا به صورت گروهی استفاده شوند و شامل كاربرد خلاء برای مخلوط كردن، سانتریفوژ مخلوط و لرزاندن مخلوط می شوند. سرعت مخلوط كردن حدود یك هرتز است، سرعت های بیشتر باعث گرم شدن مخلوط می شود. متغیرهای زیادی مثل زمان و سرعت مخلوط كردن  … وجود دارند كه می توانند در مخلوط كردن در خلاء تغییر كند. سانتریفوژ، روش دیگر برای خارج كردن حباب های گاز از سیمان است كه در آن سیمان چگالتر به سمت بیرون می رود  و همگنی خود را كاهش می دهد كه در نتیجه اهمیت این اثر واضح نیست. ماشین های مخصوصی هستند كه مخلوط كردن و سانتریفوژ را با هم انجام می دهند. لرزش مكانیكی نیز برای كاهش تخلخل در سیمان استفاده می شود. (13)
در سال 2000، Mccullough و Buchanan و Walker، تأثیرات دما و شرایط مخلوط كردن در كیفیت و استحكام  (PMMA) سیمان استخوان را بیان نمودند.
چندین تكنیك برای مخلوط كردن سیمان استخوان وجود دارد:
1-    مخلوط كردن دستی سیمان در ظرف روباز كه همزن (Spatula) مورد استفاده قرار می گیرد.
2-    مخلوط كردن  مكانیكی
3-    مخلوط كردن مكانیكی در خلاء
4-    عمل سانتریفوژ
5-    عمل سانتریفوژ در خلاء
كیفیت سیمان استخوان بعد از مخلوط كردن توسط روشهای بالا بیان شد. تكنیك دستی سطح بالایی از خلل و فرج را نشان داده است. (%3/2   10). در تكنیك سانتریفوژ، هر چند كه میزان تخلخل كاهش یافته ولی خلل و فرج ها تمایل به انتشار دارند. مخلوط كردن مكانیكی سیمان در خلاء كمترین تخلخل را نشان می دهد كه حدود %5/0   5/0 است.
Davies و Josty مطالعاتی را بر روی خواص مكانیكی و سطوح متخلخل سیمان استخوان سانتریفوژی و غیر سانتریفوژی انجام دادند. و افزایش 54% در تنش نهایی و افزایش 36% دركشش برگشتی و استحكام خستگی سیمان سانتریفوژ دیده شده است. خصوصیت تر شوندگی پارامتر مهمی در مخلوط كردن سیمان استخوانی می باشد كه نفوذ مایع به وزن مولكولی پلیمر حل شده بستگی دارد.  (شكل 2). هر چه دما بیشتر باشد نفوذ مایع افزایش می یابد. در روش های مخلوط كردن با افزایش دما ویسكوزیته مخلوط زیاد می شوند ولی سرعت افزایش ویسكوزیته به دمای اولیه مخلوط بستگی دارد. اگر دمای اولیه زیاد باشد سرعت افزایش ویسكوزیته زیاد می شود. اگر ویسكوزیته افزایش یابد، ترشوندگی پودر كاهش می یابد و این علتی است كه باعث كاهش سرعت حل شدن PMMA در مونومر می شود در حالیكه دمای اولیه مخلوط كاهش یابد و این باعث افزایش زمان مخلوط كردن اجزا PMMA - MMA در ویسكوزیته پایین می شود. فاكتورهای اساسی مؤثر در ویسكوزیته مخلوط تورم پودر PMMA توسط مونومر و حل PMMA در مونومر می باشد وسیكوزیته MMA به قدری كم است كه نمی توان آن را در ظرف چكه كن قرار داد. اما وجود PMMA حل شده، این مشكل را از بین می برد ویسكوزیته را افزایش می دهد. و وقتی حل PMMA در مونومر كاهش یابد، دمای اولیه PMMA - MMA  نیز كاهش می یابد. بنابراین افزایش زمان مخلوط كردن PMMA - MMA در ویسكوزیته پایین صورت می گیرد. به طور كلی كاهش دمای مخلوط كردن باعث كاهش ویسكوزیته مایع در حین مخلوط كردن می شود و همچنین باعث افزایش زمان می گردد تا مایع نفوذ كند. (18) (شكل 3)
از شكل 4 و 5 می توان فهمید كه غلظت خلل و فرج ها از قسمت بیرونی نمونه های دیسكی به مركز آن تغییر می كند، هر چند در دیسك های وكیوم، خلل و فرج زیادی وجود ندارد. علت اصلی این تفاوت در توزیع تخلخل، انقباض در حین مخلوط كردن می باشد. مخلوط كردن نمونه در دمای پایین دارای خصوصیات تر شوندگی كافی در پودر است كه برای تولید نمونه كافی است و نمونه دارای پلیمریز مرطوب نمی باشد و همچنین ناحیه ای كه نشان دهنده مخلوط كردن ناقص باشد وجود ندارد. (شكل 6 و7) با آزمایشات انجام شده میتوان فهمید كه با كاهش دما در مخلوط كردن اصلاح در كیفیت سیمان تولید شده صورت می گیرد. مخلوط كردن ماشینی در دمای پایین (28-) و زمان مخلوط كردن  s7 باعث كاهش تخلخل در پارامترهای به كاررفته نمی شود. هر چند زمان s2 ماكزیمم زمان مخلوط كردن است
تقویت سیمان PMMA و سیمان استخوان (Simplex - P)
نتایج مطالعات Topoleski و همكارانش نشان داد كه هم سانتریفوژ كردن و هم تقویت با رشته Tiعمر خستگی سیمان استخوان را حدود پنج برابر افزایش می دهد. آنها پیشنهاد كردند كه كاهش تخلخل با سانتریفوژ و تقویت سیمان ممكن است بطور مشترك عمل كرده و بهبود خستگی را باعث شود. كاهش حفره اثر بیشتری روی مقاومت شروع ترك دارد و با تقویت با رشته یا ایجاد انحراف ترك انفصال -رشته زمینه، بیرون كشی رشته و شكست نرم رشته به عنوان مكانیزم جذب كننده انرژی این مقاومت همیشگی می شود.(13)
Gilbera و همكارانش بهبود خواص مكانیكی PMMA خود تقویت شده را نسبت به سیمان استخوان PMMA یكدست و Simplex - P كه در خلاء مخلوط شده مشاهده كردند. كامپوزیت PMMA خود تقویت شده از رشته های PMMA كشیده شده كه به طور پیوسته به شبكه سیمانی PMMA اضافه شده است، تهیه شدند دو نوع سیمان خود تقویت شده با رشته های   و   تهیه شدند. كرنش شكست برای سیمان های با رشته   بیشرین بود. كه این مقدار حدود سه برابر سیمان PMMA یكدست است. مدول خمشی برای  مواد خود تقویت شده زیاد بهبود نیافت، اما داكتیلیته افزایش یافت. تافنس شكست برای سیمان خود تقویت شده بیشتر است. آزمایشات خستگی خمشی آشكار كرد كه مواد خود تقویت شده استحكام شكست بسیار بیشتر (حدود 4 برابر) دارند. اضافه كردن رشته،كامپوزیتی بوجود می آورد كه مكانیزم آسیب دیدن آن گسترده وسیعی مانند انحراف ترك و بیرون آمدن رشته در مورد مواد همگن و یكپارچه وجود ندارد، دارد.
همانطور كه قبلاً ذكر شد یكی از مشكلات اساسی سیمان های استخوان اكریلیكی، لق شدگی و انفصال ایمپلنت می باشند. در سال 1998،Sadao و همكارانش یك سیمان استخوان اكریلیكی جدید كه هم می تواند به استخوان و هم به پروتزها بجسبد را گسترش دادند. این سیمان با پایه منومر MMA شامل 4-متاكریلوی لوكسی تری ملیتیت آنهیدرید (META-4) به عنوان عامل افزایش چسبندگی است. علاوه بر آن ذرات هیدروكسی آپاتیت  به سیمان حاوی META -4 به عنوان پر كننده قابل جذب اضافه شدند. آنها اثرات این دو ماده را روی میزان چسبندگی وافزایش استحكام سیمان استخوان بررسی كردند. فاز مایع این سیمان شامل منومر MMA و META -4 و تری - n-  بوتیل بوران (TBB) به عنوان آغازگر بوده و پودر آن PMMA است یعنی سیمان META/ MMA -TTB -4 .
خواص مكانیكی سیمان استخوان شامل پركننده HA :
اثرات ذرات HA را روی برخی خواص مكانیكی سیمان استخوان با META -4 و بدون META -4 مورد بررسی قرار می گیرد.
در غیاب META -4 مقدار حد تناسب فشاری به میزان HA دو سیمان استخوان بستگی ندارد، در حالیكه مقدار استحكام كششی و حد تناسب خمشی با افزایش درصد HA كاهش می یابد.  META -4، خواص مكانیكی را به طور قابل توجهب بهبود می بخشد. همچنین META -4، چسبندگی ذرات HA به شبكه سیمان اكریلیكی را باعث می شود. ذرات HA در صورت نچسبیدن به شبكه عیوبی ایجاد می كنند . پس ذرات HA اثر منفی روی سیمان ندارند و چونكه META -4  برای اتصال ذرات HA استفاده می شود. ذرات HA در سطح سیمان جایگزین شده و برای تماس مستقیم با استخوان در (شكل 26-25) دسترس قرار می گیرند...

 

بخشی از منابع و مراجع پروژه دانلود رایگان بررسی کاربرد ها و خواص سیمان استخوان
1- مقدمه ای بر بیومتریال ها، دكتر جون بو پارك، دكتر رودریك اس لیكز، ترجمه مهندس محمد حسین فتحی و دكتر  وجیه السادات مرتضوی.
2-Khairoun I. , Boltong Mc.G ,et.al. , J.Master . Sci. Master. Med . 425-428
3-    Takagi S. , chow L.C. , et. al . , Biomaterials , 1593 - 1599 
4-    Yamamotho H. , Boltong M.G , et. al .j. Mater . sci. Med . , 512 -519 
 

لینک کمکی