69-72 - Polskie Stowarzyszenie BiomateriaÅÃ³w

More documents

Recommendations

Info

98 RYS.1. Wpływ temperatury na ilość przyłączonego antybiotyku do nośnika. FIG.1. Influence of temperature on amount of antibiotic attached to carrier. na działaniu tej temperatury przez 18 godzin, a następnie sprawdzono jej działanie bakteriobójcze wobec S. aureus. Zarówno próbki amikacyny (10μl) pobrane z roztworu przed jak i po immobilizacji wykazywały działanie bójcze w stosunku do testowanego szczepu (RYSUNEK 2). Strefa zahamowania wzrostu bakterii S. aureus powstała wokół próbki b (pula amikacyny niezwiązanej do niemodyfikowanego HAP) jest zbliżona rozmiarem do strefy wokół próbki e (kontrola – lek przed immobilizacją). Dowodzi to, że w przypadku HAP niemodyfikowanego, ilość związanego leku jest niewielka. Jednocześnie zauważono, że strefy wokół próbek a, c i d są znacząco mniejsze z powodu niskiego stężenia amikacyny w próbkach, co świadczy o związaniu leku do modyfikowanych nośników. W ostatnim etapie badań sprawdzono wpływ otrzymanych biomateriałów na wzrost i podział osteoblastów ludzkich. Podczas eksperymentu liczba komórek rosła osiągając najwyższy poziom w 312 godzinie prowadzonej hodowli. Przeżywalność komórek wyniosła 95%, co wskazuje że modyfikowane chemicznie materiały HAP nie są toksyczne w stosunku do osteoblastów. Wnioski 1. Istotny wpływ na zwiększenie wydajności procesu immobilizacji amikacyny na testowanym materiale HAP ma zasadowe środowisko reakcji. 2. Ilość związanej na biomateriale amikacyny zależy od stężenia testowanego leku, temperatury w jakiej prowadzony jest proces immobilizacji oraz czas immobilizacji. 3. Hybrydowe biomateriały (HAP-amikacyna) wykazują działanie bakteriobójcze, natomiast nie wykazują działania toksycznego w stosunku do osteoblastów ludzkich. Piśmiennictwo [1] Klemm K. Antibiotic bead chains. Clin. Orthop. 295 (1993), 63-76 [2] Padilla S., Real del R.P., Vallet-Regi M. In vitro release of gentamicin from OHAp/PMMA Journal of Controlled Release 83 (2002), 343-352 [3] Niedźwiedzki T., Kuryszko J.J. Biologia kości (2007), 23-27 [4] Ginebra M.P., Traykova T., Planell J.A. Calcium phosphate cements as bone drug delivery systems: A review. Journal of controlled release 113 (2006), 102-110 [5] Ginebra M.P., Traykova T., Planell J.A. Calcium phosphate cements: Competitve drug carrriers for the musculoskeletal system Biomaterials 27 (2006), 2171-2177 RYS.2. Stabilność amikacyny niezwiązanej podczas procesu immobilizacji prowadzonego w temperaturze 60 0 C. Próbka leku niezwiązanego, pozostała po immobilizacji na: a) HAP silanizowanym; b) HAP niemodyfikowanym; c) HAP keratynowanym; d) HAP żelatynowanym; e) lek przed immobilizacją przechowywany w temperaturz pokojowej; f) lek przed immobilizacją inkubowany w 60 0 C. FIG.2. Stability of amikacin non-bound during immobilization process performed at 60 0 C temperature. Sample of drug remaining after immobilization on: a) silanized HAP; b) non-modified HAP; c) keratin-sealed; d) gelatin-sealed; e) drug before immobilization stored at RT; f) drug before immobilization incubated at 60 0 C. The last step of this research concerned checking of the influence of modified biomaterials on growth and division of human osteoblasts. During the experiment, cell number increased with time reaching the highest value at 312 h. Cell viability exceeded 95% what indicates that modified carriers were non toxic to osteoblasts. Conclusions 1. Alkaline medium of reaction has relevant influence on increase of amikacin immobilization efficiency. 2. Concentration of tested drug, temperature and time of immobilization process influence on amount of amikacin bound to biomaterial. 3. Hybrid biomaterials (HAP–amikacin) reveal high antimicrobial activity against S. aureus and they are not cytotoxic towards human osteoblasts. References [6] Weethal H. Covalent coupling methods for inorganic support materials. Methods Enzymol., 44 (1976), 134-148 [7] Ginalska G. Uryniak A., Łobarzewski J., Osińska M., A metod of antibiotic immobilization. Polish Patent no P-358934, 2003. Biuletyn Urzędu Patentowego 18 (2004), 801, s.124. [8] Ginalska G., Kowalczuk D., Osińska M. Amikacin-loaded vascular prothesis as an effective drug carrier. Int. J. Pharmaceut. (2007), doi: 1.1016/j.ipharm.2007.02.016 [9] Zalewska J., Ginalska G., Ślósarczyk A., Godlewski P. The influence of protein modification on hydroxyapatite properties as gentamicin carrier. Engineering of biomaterials 58-60 (2006), 214-216.
Metodyka oceny przepływu ciepła w zabiegach protezoplastyki Methodology of estimation of the heat flow during endoprosthesoplasty 99 Sylwia Ziemba*, Anna Jasik, Marek Plaza Sylwia Ziemba*, Anna Jasik, Marek Plaza Politechnika Śląska, Katedra Mechaniki Materiałów, Gliwice, Polska *e-mail:sylwia.ziemba@polsl.pl [Inżynieria Biomateriałów, 69-72, (2007), 99-101] W pracy przedstawiono problem modelowania zachowania się cementu chirurgicznego podczas zabiegu protezoplastyki. Celem pracy było opracowanie modeli opisujących pole temperatury w kości podczas implantacji oraz opracowanie modeli numerycznych (MES). Podczas wykonywania chirurgicznych zabiegów ortopedycznych z użyciem polimerowych cementów chirurgicznych temperatura osiąga niekiedy 80 o C, co powoduje zanik tkanki kostnej. Proces ten ma charakter lokalny, bowiem zależy tak od ilości ciepła polimeryzacji powstającego podczas reakcji jak i od warunków wymiany ciepła na granicy cement-tkanka kostna oraz cement kostny-implant [1-3]. Pomimo wielu prac dotyczących projektowania nowych tworzyw polimerowych dla potrzeb medycyny, bardziej wytrzymałych oraz o niższej temperaturze polimeryzacji, w dalszym ciągu podczas reakcji chemicznych przekraczana jest wartość temperatury powodującej niszczenie tkanek organizmu w wyniku koagulacji białka. Poznanie tego zjawiska w ujęciu termodynamicznym stanowiłoby właściwą podstawę dla prognozowania miejsc, w których może dochodzić do destrukcji żywych tkanek organizmu jak również zasięgu destrukcyjnego oddziaływania temperatury. Należy w tym przypadku rozpatrzyć oddziaływanie źródłowego pola temperatury. Rozwiązanie problemu wyznaczenia jej rozkładu w komponentach implantu oraz w kości wymaga rozwiązania szeregu zadań cząstkowych. Jednym z nich jest wyznaczenie wydajności źródła ciepła. Wydajność ta zależy od przebiegu procesu polimeryzacji i jest zmienna w czasie. We wcześniejszych opracowaniach wydajność źródła ciepła została wyznaczona dla cementu chirurgicznego na podstawie badań wykonanych w próżni [4]. Na rys.1 przedstawiono w funkcji czasu wydajność źródła ciepła podczas polimeryzacji cementu Palamed. W dalszych obliczeniach założono, że przebieg reakcji i związana z nim wydajność nie są zależne od uwarunkowań zewnętrznych w tym temperatury otoczenia i warunków wymiany ciepła, które wpływają na temperaturę komponentów wchodzących ze sobą w reakcję. Wykorzystano w tym przypadku metodę elementów skończonych. Cechy geometryczne modelu zdefiniowano na podstawie pomiarów preparatu rzeczywistej kości udowej. Geometrię modelu zaprojektowano w programie Alibre Design. Zbudowany model wprowadzono następnie do programu MES, w którym utworzono model Powierzchnia kości Surface bone Powierzchnia trzpienia Surface steam Warunek brzegowy III rodzaju third-type boundary conditions - T =37ºC, α=150[W/m 2 K] Warunek brzegowy III rodzaju third-type boundary conditions - T p =27ºC, α=60 [W/m 2 K] Tabela 1. Przyjęte w modelu warunki brzegowe [6]. Table 1. The boundary conditions [6]. Silesian University of Technology, Department of Mechanics of Materials, Gliwice, Poland *e-mail:sylwia.ziemba@polsl.pl [Engineering of Biomaterials, 69-72,(2007), 99-101] In the paper have been presented problems of the modelling of the surgical cement behaviour during implantation. The purpose was to find the proper model describing the temperature fields in the bone during the surgery treatment and validate the FEM model designed. During orthopaedic surgical procedures with the use of methyl polymethacrylate surgical cements, the temperature sometimes reaches 80°C, which causes atrophy of the bone tissue. The process occurs locally, since it depends on both the amount of polymerization hest generated during the reaction and on the heat exchange conditions at cement-bone tissue and bone - cement – implant boundaries [1-3]. In spite of a number of studies concerning the problem of designing new polymer materials for medical needs, with better strength and of a lower polymerization temperature, the value of temperature at which human tissues undergo destruction as a result of protein coagulation, is constantly exceeded during chemical reactions. Understanding of this phenomenon from the point of view of thermodynamics would form the right basis for forecasting places, where living tissue may undergo destruction, as well as the range of the destructive effect of temperature. In this case, the effect of the source field of temperature should be taken into consideration. A solution to the problem of determining the temperature distribution in implant components and in the bone, requires solving a number of partial tasks. One of them is to determine the heat source efficiency. The efficiency depends on the course of the polymerization process and is variable in time. In authors’ previous papers, the heat source efficiency was determined for surgical cement based on tests made in a vacuum [4]. Fig.1 presents the heat source efficiency as a function of time during Palamed cement polymerization. In further calculations, it was assumed that the course of the reaction and the related efficiency do not depend on external conditions, such as ambient temperature or heat exchange conditions, which have an effect on the temperature of components participating in the reaction. The finite element method was used to this end. Geometric features of the femoral bone were selected so as to correspond to the endoprosthesis size. The geometric features defined in the Alibre Design program were entered Materiał Material Kość Bone ρ [kg/m 3 ] λ [W/m K] C p [J/kg K] 1000 0,3 300 PMMA 1300 0,2 1460 Metal Steel 8300 47 520 Tabela 2. Przyjęte w modelu właściwości termofizyczne [3,5]. Table 2. Thermophysical properties [3,5].
Page 1 and 2:
I N Ż Y N I E R I A B I O M A T E
Page 3 and 4:
ł Ć ł ł ł Ć ł ł ł ł ł ł
Page 5 and 6:
Ł ł Ń ł Ś ł ł ł ł Ź ł Ń
Page 7 and 8:
Influence of nanoparticles additivi
Page 9 and 10:
Acknowledgement The research is su
Page 11 and 12:
In conclusion, both materials devel
Page 13 and 14:
4284A and PC-based control system.
Page 15 and 16:
Materiały i metody Przedmiotem bad
Page 17 and 18:
Badania w środowisku in vitro wyka
Page 19 and 20:
13 RYS.1. Wwidma absorpcyjne warstw
Page 21 and 22:
Podziękowania Praca była części
Page 23 and 24:
Wyniki eksperymentu Analiza dyfrakc
Page 25 and 26:
Własności mechaniczne / Mechanica
Page 27 and 28:
21 RYS.3a. Analiza obrazu SEM, powi
Page 29 and 30:
monomerów, przyspieszacze i inicja
Page 31 and 32:
Podsumowanie W pracy określono wp
Page 33 and 34:
Materiały i metody W niniejszej pr
Page 35 and 36:
procesie parametr ten przyjmował w
Page 37 and 38:
Azotowanie stali wysokochromowych,
Page 39 and 40:
Kopolimeryzacja L-laktydu z trimety
Page 41 and 42:
35 RYS.1. Zależność stopnia konw
Page 43 and 44:
Nr próbki / Sample no Nazwa stopu
Page 45 and 46:
Wpływ wysokoenergetycznego promien
Page 47 and 48:
Rys.2. W 77K pojawia się również
Page 49 and 50:
Materiały i metody 43 PBT-DLA Mult
Page 51 and 52:
Modelowanie i symulacja hipokinetyc
Page 53 and 54: liczba ruchów, aby zagrać utwór
Page 55 and 56: wać i połączyć pamięci epizody
Page 57 and 58: ozwiązanie w postaci: (7) It is th
Page 59 and 60: organizm ludzki. Mimo intensywnych
Page 61 and 62: WYTRZYMAŁOŚĆ OSIOWA POŁĄCZENIA
Page 63 and 64: zdefiniowano jako maksymalną warto
Page 65 and 66: Próbka / Sample Ne Npe Ae Ape tNe
Page 67 and 68: w środowisku SBF. Charakterystyczn
Page 69 and 70: Materiał Material Moduł Younga /
Page 71 and 72: W prowadzonych badaniach określono
Page 73 and 74: Biomateriały na bazie kolagenu i h
Page 75 and 76: (powyżej 50%) są zbyt kruche, by
Page 77 and 78: oraz otrzymana w Katedrze Chemii i
Page 79 and 80: założenia o wzroście twardości
Page 81 and 82: W badaniach wykorzystano celowo zap
Page 83 and 84: Streszczenie W pracy przedstawiono
Page 85 and 86: Matryca Matrix wały się też leps
Page 87 and 88: mionkowa i chlorek wapnia). Zmiana
Page 89 and 90: 83 P nie powodowało istotnych zmia
Page 91 and 92: Materiały i metody Materials and m
Page 93 and 94: Mikroskopowa ocena przylegania brze
Page 95 and 96: Podsumowanie i wnioski Na podstawie
Page 97 and 98: Sposób przygotowania powierzchni M
Page 99 and 100: Piśmiennictwo [1] J.Marciniak, et
Page 101 and 102: ów porowatego pokrycia V PM , efek
Page 103: Rezultaty badań Eksperymentem obj
Page 107 and 108: talową protezą była najbardziej
Page 109 and 110: Wyniki badań Podczas obserwacji kl
Page 111 and 112: metodą zol-żel z układu CaO-SiO
Page 113 and 114: etapie materiał biopolimerowy (kul
Page 115 and 116: Roztwór żelujący CaCl 2 Roztwór
Page 117 and 118: Włókna resorbowalne dla zastosowa
Page 119 and 120: Nr próbki Sample number Grubość
Page 121 and 122: Wprowadzenie W projektowaniu materi
Page 123 and 124: przypadku włókien nr 2 nieznaczni
Page 125 and 126: chirurga plastyka, stomatologa prot
Page 127 and 128: Podsumowanie Przeprowadzone badania
Page 129 and 130: 123 Wskazówki dla autorów 1. Prac
show all

69-72 - Polskie Stowarzyszenie BiomateriaÅÃ³w

Create successful ePaper yourself

Delete template?

Save as template?

69-72 - Polskie Stowarzyszenie BiomateriaÅÃ³w