Artikelförfattaren Johan Kärrholm.

Introduktion av akrylplastcement för att fixera ledplastiker kan betraktas som en av 1900-talet stora medicinska innovationer. En indirekt effekt av denna framgång är att ”vanlig” cement som vare sig består av ben eller reagerar kemiskt med benvävnaden i dagligt tal kallas för bencement. Det var John Charnley som 1960 introducerade bencement inom ortopedin.
Efter drygt 40 år är cementering sannolikt det vanligaste sättet att fixera en protes. Bencement har emellertid potentiellt negativa egenskaper som sannolikt skulle få många att tveka om denna akrylplast skulle lanseras idag för att fixera ledproteser. Monomeren (vätskan) är giftig och under härdning utvecklar cementen värme som kan skada benvävnaden. Akrylcement och ben binds inte till varandra utan plasten fungerar bara som utfyllnadsmaterial. Vid härdning behåller inte cementen sin form utan krymper. Slutligen är den härdade bencementen skör med risk för fraktur vid ogynnsam belastning. Det finns alltså flera anledningar att fråga sig hur detta material kan fungera i praktiken.
För att förstå hur bencement fungerar och hur känslig denna fixationsteknik är för modifieringar måste man känna till lite om cementens basala egenskaper. Bencement tillverkas vid varje operation genom att blanda pulver och vätska. Båda komponenterna består av metylmetakrylat/plexiglas. Vätskan innehåller separata molekyler eller monomeren av detta material. Pulvret består av små kulor oftast i storleksintervallet 1-125 mikrometer. Kulorna är gjorda av metylmetacrylat molekyler som polymeriserat och därigenom bildat långa kedjor, polymetylmetakrylat (Figur 1). Av flera orsaker skulle det inte fungera att bara låta monomer härda vid cementering. Processen skulle då inte kunna kontrolleras med mycket hög härdningstemperatur som följd. Om bara monomer användes skulle krympningen bli oacceptabelt stor, cirka 20 %.
De flesta på marknaden förekommande bencement har en fördelning pulver/vätska på cirka 2/1. Genom att modifiera cementen kan man minska behovet av monomer. Ett sådant sätt är att ta bort de minsta partiklarna i pulvret, vilket innebär att mindre vätska krävs för att omge pulvret. I vissa cementtyper har man utnyttjat denna möjlighet och reducerat kvoten vätska/pulver. Detta innebär att mindre mängd monomer härdar vilket teoretiskt sett borde sänka härdningstemperatur och krympning. Ett annat sätt att sänka härdningstemperaturen är att använda en annan typ av mono- och polymer som delvis ersätter metyl och polymetylakrylat.
För att enbart en blandning av mono- och polymetylakrylat skall härda måste en substans som sätter igång den kemiska reaktionen och värme tillföras. Benzoyl peroxid (förkortas BPO) används för detta ändamål. Under 1930-talet fann man att processen kunde initieras vid rumstemperatur om tertiär amin (N.N-dimethyl-p-toluidine, DMPT) tillfördes. Benzoyl peroxid och aminen reagerar med bildande av fria radikaler som sätter igång polymeriseringsprocessen. Koncentrationen av dessa substanser är en av de faktorer som reglerar härdningsprocessens hastighet. Idag innehåller pulverkomponenten BPO och vätskekomponenten DMPT. För att undvika att vätskan polymeriserar av sig själv tillsätts en substans som kan neutralisera fria radikaler vanligen hydrokinon. Röntgenkontrastmedel tillsätts i form av bariumsulfat eller zirkoniumdioxid. Dessutom tillsätter vissa fabrikanter ett färgämne (t ex klorofyll).

Röntgenkontrastmedlet
Eventuellt negativa effekter av röntgenkontrastmedlet för protesens livslängd har diskuterats. Små cementpartiklar kan lossna från cementmanteln och nå leden om t ex en cementerad femurkomponent rör sig i cementmanteln. Dessa partiklar kan då liksom polyetylene och metallpartiklar ha en biologisk effekt och inducera produktion av cytokiner. Det finns motstridiga uppgifter om den biologiska effekten av bariumsulfatpartiklar respektive zirkoniumpartiklar. Zirkoniumpartiklar anses dock ha en mer uttalad slipeffekt om de skulle hamna i leden. I patient studier har man dock hittills inte kunnat påvisa några stora skillnader av säker klinisk relevans som direkt kan hänföras till val av kontrastmedel i cementen.
Bencement steriliseras i princip på två olika sätt antingen med etylenoxid eller med strålning. Om polymeren bestrålas kommer en del av bindningarna mellan de stora molekylerna att brytas upp. Detta innebär att molekylvikten och hållfastheten åtminstone ur teoretisk synvinkel försämras. Det är dock inte tillfredställande utrett om strålsterilisering påverkar det kliniska resultatet.

Blandning och härdning av akrylcement
När vätska och pulver blandas bildas en trögflytande vätska. Kulorna i pulvret sväller och polymeriseringen påbörjas. Viskositeten ökar men så länge som massan klibbar talar man om en väntefas då cementen har för låg viskositet för att kunna hanteras med händerna. När de bildade polymerkedjornas rörelser reducerats till en viss nivå och cementmassan är klibbfri inträder hanterings eller arbetsfasen. I början av arbetsfasen är temperaturstegringen långsam för att sedan accelerera. När cementen blir för stel för att arbeta med inträder härdningsfasen. Enligt ISO norm avläses stelningstiden i diagram vid hälften av summan av omgivningstemperatur plus maximaltemperatur (Figur 2).
Härdningstemperaturen kan varieras mellan olika cementtyper beroende på proportionen av de olika ingående komponenterna, pulvrets sammansättning och tillsats av olika komponenter. Man måste känna till att längden och tidsfördelningen av de olika faserna efter blandning kan variera avsevärt beroende på cementtyp. Dessa förhållanden varierar också för en och samma cement beroende på cementens och omgivningens temperatur. På så gott som alla svenska sjukhus utnyttjar man detta vid användning av Palacos cement. Genom att kyla cementen förlänger man vänte-, arbets- och härdningsfas. Skulle kylskåpets temperatur av någon anledning ändras eller om cementen ligger framme länge innan användning och värms upp blir arbetsfasen och tiden till härdning kortare. Många akrylplastcement har en lägre viskositet efter blandning och under väntefasen än Palacos av högviskös typ, vilket kan överraska kirurgen. Det är alltså av stor vikt att göra ett antal ”provcementeringar” om man funderar på att gå över från en cementtyp till en annan. Dessa provcementeringar skall naturligtvis utföras vid samma omgivningstemperatur som man har på operationssalen (Figur 3).

Olika viskositet
Beroende på cementens viscositet efter blandning talar man om låg, medium och högviskösa bencement. Lågviskösa bencement populariserades i början på 1980-talet (3), eftersom den låga viskositeten i laboratoriestudier verkade innebära förbättrad penetration in i det trabekulära benet. Flera kliniska studier visade dock sämre resultat kanske delvis på grund av att lågviskös cement var svår att hantera. Hanteringsfasen blev så kort att man inte hann åstadkomma ett tillräckligt högt cementtryck. Nyligen har man visat att lågviskös cement också penetrerar sämre ner i det trabekulära benet än högviskös cement trots att cementen appliceras i en sluten märghåla med tryck. Den lågviskösa cementen letar sig istället ut i kärlträdet.

Monomerläkage och värmeutveckling
När bencementen härdar kommer monomerens rörelser i massan att successivt begränsas. Detta innebär att en del av monomeren (2-6 %) inte kommer at förbrukas. Under de närmaste veckorna efter operationen sker det dock en långsam reaktion och ett läckage av monomer till omgivande mjukdelar. Efter cirka 3 veckor har monomerkoncentrationen nått en stabil nivå på ca 0.5%. Det sker ett fortsatt minimimalt läckage på ca 0,1-0,2 promille. Den kliniska effekten av detta läckage anses negligerbar. De minimala mängder av monomeren som når vävnaderna metaboliseras eller försvinner med utandningsluften.
När bencement härdar bildas värme. Eftersom cementmanteln är relativt tunn (optimalt 2-4 mm) och värme transporteras bort via vävnaderna och protesen, sjunker dock maximaltemperaturen ofta till strax under 50 grader. Eventuell vävnadsskada kan uppstå vid 40-60 grader beroende på maximal temperatur och den tid som benvävnaden i gränsskiktet utsätts för denna förhöjda temperatur. Om cementen är kyld minskar maximaltemperaturen. Eftersom den totala avgivningen av energi är konstant innebär detta att temperaturhöjningen varar något längre. Det finns alltså risk för skada på benet särskilt om cementskiktet är tjockt eller om benet har dålig genomblödning. I den tidigare litteraturen har man påpekat risken för värmenekros. Mjöberg (11) lanserade teorin att värmenekros är en vanlig och viktig orsak till proteslossning. Även om ett tunt lager av ben dör i samband med preparation och cementering är sannolikt betydelsen av detta vid insättning av en femurkomponent begränsad. När de gäller cupen och vid revisionskirurgi där stora mängder cement används spelar säkert värmenekros en större roll, men denna effekt kan vara svår att separera från andra orsaker till bristande fixation som dålig benkvalité, traumatisering i samband med fräsning, interposition av blod och eventuella effekter av en tidigare lossningsprocess.

Cementmanteln
Den bildade cementmanteln har flera viktiga funktioner. Bencement är mer elastiskt än ben och fungerar som en stötdämpare genom att adsorbera och fördela krafter mellan protesstam och ben. Det är viktigt att skapa ett så bra gränsskikt mellan cement och ben som möjligt. Den påtagliga förbättring av resultaten efter cementerad höftartroplastik som skett under de senaste 20 åren beror inte på att vi fått bättre bencement utan på att cementeringstekniken förbättrats. Med optimal cementeringsteknik av en primär femurstam har man visat att cementmanteln i allmänhet sitter fast även när man mäter med radiostereometri. De viktigaste faktorerna för att erhålla ett bra gränsskikt är att benbädden är ren och att cementen trycks ut i det trabekulära benet. Högtryckspolning är kanske den mest effektiva av de åtgärder som används (5), men borstning, tamponering med adrenalinkompress och kontinuerligt sug bör också användas för optimalt resultat. Det är också viktigt att märgkanalen är ren för att reducera mängden märgfett som trycks ut i blodbanan när man cementerar. Embolisering av material från märghålan samt hemostasaktivering anses vara viktiga orsaker till de blodtrycksfall och hjärt-lungkomplikationer (3,4), som ibland ses i samband med cementering och i sällsynta fall kan ha fatal utgång. Det är viktigt att bibehålla ett högt tryck på cementen till den stelnat så mycket att den inte trängs tillbaka av blodtrycket. Sannolikt kan man genom bibehållet cementtryck också reducera effekterna av den krympning som sker under härdningsfasen.
Den färdiga cementmanteln kommer att innehålla mer eller mindre mängd porösa håligheter. Normalt hamnar de flesta ”luftbubblorna” i anslutning till stammen. Orsaken till detta är att polymeriseringsprocessen startar där det är varmast. Härdningsprocessen medverkar till att bubblorna förskjuts inemot stammen. Genom att förvärma stammen kan man vända på förloppet så att gasblåsorna förskjuts mot det andra gränsskiktet (1). Det återstår dock att i kliniska studier visa att detta förfarande förbättrar det kliniska resultatet.

Cement krymper, flyter, spricker och åldras
Den härdade bencementen är skör och spricker relativt lätt. Sprickor initieras lättast vid ojämnheter t ex vid en porositet. Av denna anledning har vacuumblandning (10) och centrifugering (2) införts för att cementen skall bli mer homogen. Luftbubblor och även andra inklusionspartiklar (t. ex. röntgenkontrast) anses emellertid också motverka att en nybildad spricka fortplantas i materialet. Luftinklusioner innebär också att cementens krympning vid härdning minskar. Resultaten från nationalregistret är härvidlag svårtolkade. Tyvärr saknas ännu prospektiva och randomiserade studier där denna fråga studerats. En annan viktig aspekt på cementering är hur väl stammen fixeras till cementmanteln. Vi vet idag att rörelser mellan stam och cementmantel kan förekomma även om man använder en stam med skrovlig yta. Polerade stammar sjunker som regel i cementmanteln (9), men vad detta innebär beträffande den inducerbara rörligheten vid aktivitet är dåligt utrett. I den mån sådana rörelser uppkommer torde effekten av dessa i form av bildande av slitageprodukter bli betydligt mindre om stammens yta är polerad. Ju skrovligare yta på stammen, dess viktigare är det att den sitter fast i cementmanteln.

Bencement är ett viskoelastiskt material
Vid belastning deformeras cementen. När trycket minskas återtar den sin tidigare form men inte lika snabbt. Man kan säga att den långsamt fjädrar tillbaka. Utsätts cement för tryck tillräckligt länge sker en permanent deformering eller kallflytning. Graden av denna beror på flera faktorer som temperatur och omgivande medium. Graden av deformering beror också på vilken typ av mono/polymer som används. Byter man t ex ut en del av metylakrylat mot butylakrylat blir cementen ”segare” och kallflytningen ökar. I laboratorieförsök har man uppmätt kallflytning av metylacrylatcement på 0.2 –0.5% (7). Enligt Verdonschot och Huiskes (13) kan kallflytning förklara en sjunkning av stammen på ca 0.05 mm. Om deformationen blir större är risken för cementfraktur stor. Idag vet vi att t. ex. Exeter stammar regelmässigt sjunker betydligt mer än 0.05 mm under det första året efter insättning. Detta skulle i så fall innebära att cementfrakturer är vanligt förekommande efter insättning av Exeterproteser. Denna hypotes stöds av post mortem studier, som visat att små och för röntgen oftast osynliga frakturer är vanligt förekommande på välfungerande proteser, trots att dessa inte hade polerad yta och sannolikt inte hade sjunkit lika mycket i cementmanteln (8).
I kroppen utsätts cementen för en oxidativ miljö som innebär att polymerkedjorna kan brytas upp vilket motsvarar att cementen åldras. Teoretiskt kan detta innebära att cementen blir sprödare. De bildade fria radikalerna kan också tänkas reagera med befintliga kedjor som slås ihop och blir längre. Tanzi och medarbetare (12) undersökte prover av Simplex cement alldeles efter blandning och från patienter som haft protes under 6 och 11 år utan att kunna påvisa någon skillnad i molekylstruktur. I en annan undersökning tillverkades cementprover varav en del testades och andra sparades i hermetiskt tillslutna glasförpackningar. Efter 13 år testades de sparade proverna på samma sätt. Man fann då att de blivit något hårdare. Tyvärr drabbades man av metodologiska problem. Testresultaten som framkommit 13 år tidigare kunde inte reproduceras när man undersökte nytillverkade prover av samma cement. Sammanfattningvis kan man säga att det fortfarande är oklart hur bencement åldras och i vilken utsträckning detta har klinisk relevans.

Vad skall cement tåla?
När bencementen har härdat skall den tåla de belastningar som den exponeras för i kroppen. Som tidigare påpekats är kvalitén på den cementmantel som kirurgen skapar en av de viktigaste faktorerna för lång protesöverlevnad. Om bencementen är svår att hantera t ex på grund av kort arbetsfas kan denna faktor bli helt avgörande för resultatet. Bencementens egen styrka spelar också roll. Majoriteten av de bencement som använts under de senaste 30 åren har om rätt använda haft tillräckligt goda mekaniska egenskaper med vissa viktiga undantag.
De mekaniska krav som ställs på en bencement regleras i ISO standard (ISO 5833). Minimivärden för lägsta kompressions och böjstyrka samt elasticitetsmodul vid böjning anges. Dessa data räcker dock inte för att säkert avgöra om en ny bencement kan förväntas fungera i kliniken. Bencement spricker lättare om den utsätts för dragning jämfört med kompression. Draghållfasthet är därför av intresse och speglas delvis i ett test av böjhållfasthet. Man bör också undersöka bencements utmattningshållfasthet vilket delvis speglar risk för sprickbildning och hur dessa sprickor fortplantas i materialet. När bencement värms upp vidgas den för att vid tillräckligt hög temperatur börja mjukna. Eftersom materialet övergår från ett skört och glasliknande ämne till en mer elastisk massa kallas detta temperaturintervall för glasövergångstemperatur. Polymetylmetacrylat har ofta en glasövergångs-temperatur på 70-80 grader. Den påverkas dock av omgivande luftfuktighet vid en och samma temperatur. I vätskemiljö är glasövergångstemperaturen cirka 20 grader lägre än om den bestäms i en torr miljö. Vissa polymerer av den typ som användes i Boneloc cement innebar att cementen blev segare vid en relativt låg temperatur, vilket kunde avläsas som en sänkt glasövergångstemperatur i laboratoriestudier. Tyvärr togs sådana data inte fram förrän cementen varit i klinisk användning under relativ lång tid, trots att tidigare studier på andra sätt visat att en av de polymerer som ingick i Boneloc innebar ökad risk för kallflytning av cementen.
Sammanfattningsvis är bencement ett mycket komplext material. Förändrar eller ersätter man en eller flera av komponenterna i avsikt att ändra en av dess egenskaper som härdningstemperatur eller styrka är risken stor för att även andra egenskaper påverkas. Minimikravet för att överhuvudtaget testa en ny cement i en klinisk studie av höft eller knäprotes är naturligtvis att cementens mekaniska egenskaper motsvarar ISO standard. Dessutom skall utmattningshållfasthet och glasövergångstemperaturen ligga i samma intervall som välbeprövade standardcement. Det är viktigt att cementens arbetsfas är tillräckligt lång och att man genom praktiska försök vant sig vid att arbeta med den aktuella cementypen.

Författaren: Johan Kärrholm är verksam på ortopediska kliniken, Sahlgrenska Universitetssjukhuset, Göteborg.

Referenser
Bishop NE, Ferguson S, Tepic S. Porosity reduction in bone cement at the cement-stem interface. J Bone Joint Surg Br. 1996 May;78(3):349-56.

Burke DW, Gates EI, Harris WH. Centrifugation as a method of improving tensile and fatigue properties of acrylic bone cement. J Bone Joint Surg Am. 1984 Oct;66(8):1265-73.

Christie J, Robinson CM, Singer B, Ray DC. .Medullary lavage reduces embolic phenomena and cardiopulmonary changes during cemented hemiarthroplasty. J Bone Joint Surg Br. 1995 May;77(3):456-9.

Dahl OE.Cardiorespiratory and vascular dysfunction related to major reconstructiveorthopedic surgery. Acta Orthop Scand. 1997 Dec;68(6):607-14. Review.

Herberts P, Malchau H. Long-term registration has improved the quality of hip replacement: a review of the Swedish THR Register comparing 160,000 cases. Acta Orthop Scand. 2000 Apr;71(2):111-21.

Krause WR, Krug W, Miller J. Strength of the cement-bone interface. Clin Orthop. 1982 Mar;(163):290-9.

Kühn K-D: Bone Cements. Up-to-date Comparison of Physical and Chemical Properties of Commercial Materials. ISBN 3-540-67207-9. Springer Verlag. Berlin. Heidelberg. New York. 2000.

Jasty M, Maloney WJ, Bragdon CR, O’Connor DO, Haire T, Harris WH. The initiation of failure in cemented femoral components of hip arthroplasties. J Bone Joint Surg Br 1991 Jul;73(4):551-8

Kärrholm J, Nivbrant B, Thanner J, Anderberg C, Börlin N, Herberts P, Malchau H Radiostereometric evaluation of hip implant design and surface finish. Micromotion of cemented femoral stems. Scientific Exhibition at the 67th Annual Meeting of the American Academy of Orthopaedic Surgeons, March 15-19, 2000, Orlando, USA.

Lidgren L, Drar H, Möller J. Strength of polymethylmethacrylate increased by vacuum mixing. Acta Orthop Scand. 1984 Oct;55(5):536-41.

Mjöberg B: Loosening of the cemented hip prosthesis. The importance of heat injury. Acta Orthop Scand Suppl. 1986;221:1-40.

Tanzi MC, Parrini L, Quagliarella L. Ageing of bone cement. In: Bone cement and cemented fixation of implants. 40 years of clinical practice and prospective for the future. Ed. F. Pipino. Finiti di Stampare Nel Mesedi Novembre 2001da Zenit (VR).

Verdonshot N, Huiskes R. Acrylic bone cement creeps but does not allow much subsidence of femoral stems. J Bone Joint Surg 79-B:665-669, 1997.

Figur 1. Elektronmikroskopisk bild av bencement. Pulvret består av kulor med varierande storlek (ca 1-125?m) Kontrastmedlet har mer ojämn struktur. Experimentella ben cement har framställts där kontrast medlet finfördelats ytterligare eller ersatts med jodföreningar för att reducera slipeffekten och den biologiska effekten av cementpartiklar. (modifierad från Kühn K-D: Bone Cements. Up-to-date Comparison of Physical and Chemical Properties of Commercial Materials. Ännu utan tillstånd)

Figur 2. Temperatureförändringar efter blandning av bencement. Längden av de olika faserna varierar beroende på cementtyp och cement och omgivningstemperatur. T OMG =Omgivningstemperatur, TMAX = maximaltemperatur.

Figur 3. Tidsförändring av en och samma bencements olika faser från blandning till härdning beroende på temperatur. Om man t ex sänker cement och rumstemperaturen från 20 till 17 grader förlängs väntefasen med 2 minuter och totala härdningstiden med cirka 3.5 minuter. I. Blandningsfas. II. Väntefas. III Arbetsfas. IV. Uthärdningsfas. (modifierad från Kühn K-D: Bone Cements. Up-to-date Comparison of Physical and Chemical Properties of Commercial Materials. Ännu utan tillstånd)

---