ubictüs 2016 - Fsmvü Panel - Fatih Sultan Mehmet Vakıf Üniversitesi

Transkript

UBİCTÜS 2016
1. Ulusal Biyomedikal Cihaz Tasarımı ve Üretimi
Sempozyumu
14 Mayıs 2016
Fatih Sultan Mehmet Vakıf Üniversitesi
Haliç Yerleşkesi
Biyomedikal Elektronik Tasarım, Uygulama ve Araştırma Merkezi
Bu doküman, İstanbul Kalkınma Ajansı’nın desteklediği “TR10/15/YNK/0080-Biyomedikal
Elektronik Cihaz Tasarım ve Araştırma Laboratuvarı Projesi” kapsamında hazırlanmıştır.
İçerik ile ilgili tek sorumluluk FSM Vakıf Üniversitesi’ne ait olup İSTKA veya Kalkınma
Bakanlığı’nın görüşlerini yansıtmamaktadır
ii
UBİCTUS 2016
ÖNSÖZ
Bu sempozyum İstanbul Kalkınma Ajansı tarafından desteklenen Biyomedikal
Elektronik Cihaz Tasarım ve Araştırma Laboratuvarı projesi kapsamında
gerçekleştirilmektedir. Toplantı Fatih Sultan Mehmet Vakıf Üniversitesi “Biyomedikal
Elektronik Tasarım, Uygulama ve Araştırma Merkezi (BETAM) tarafından organize
edilmiştir.
Amacı Türkiye’de Biyomedikal Cihaz tasarımı, üretimi ve satışı ile ilgili kişi ve
kuruluşlarla bu alanda araştırma yapan akademisyenleri bir araya getirmek,
biyomedikal cihazların ülkemizdeki üretim imkanlarını araştırmak ve teşvik etmektir.
Bir gün sürecek toplantıda bildiri sunumları ve paneller yapılacaktır. Ayrıca davetli
konuşmacılar konu ile ilgili görüşlerini açıklayacaklardır.
Toplantının yapılmasında katkısı ve destekleri bulunan İstanbul Kalkınma Ajansı, T.C.
kalkınma Bakanlığı, Fatih Sultan Mehmet Vakıf Üniversitesi ve öğlen yemeğimize
sponsor olan “CANOVATE” firmasına teşekkürü borç biliriz.
Ayrıca bütün sunumcu ve katılımcılara verdikleri katkılardan ötürü teşekkür eder,
yararlı bir toplantı olmasını dileriz.
Prof. Dr. Avni Morgül
Sempozyum Başkanı
UBİCTUS 2016
iii
iv
UBİCTUS 2016
PROGRAM
9:00 Kayıt
9:30 Açılış Konuşmaları (G101)
 Prof. Dr. Avni Morgül (FSMVÜ Biyomedikal Müh. Bölüm Bşk., Sempozyum Başkanı)
 Prof. Dr. Fevzi Yılmaz (FSMVÜ Mühendislik Fakültesi Dekanı)
 Prof. Dr. Musa Duman (FSMVÜ Rektörü)
9:45 Çay/Kahve Arası (Çınaraltı)
10:00 Çağrılı Konuşmacılar (G101)

Prof. Dr. Yorgo Istefanopulos (Işık Üniversitesi Rektör Yardımcısı / MTF Dekan V. Boğaziçi
Üniversitesi Biyomedikal Enstitüsü Eski Müdürü)
Konuşmanın konusu: Biyomedikal Mühendisliğinin Türkiye’de kuruluşu ve gelişimi


Prof. Dr. Bahattin Karagözoğlu (FSMVÜ), Biyotelemetri ve Hareketli Hasta İzleme
Prof. Dr. İrfan Karagöz (Gazi Üniversitesi, Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü, Bölüm
Başkanı)
Konuşmanın konusu: Biyomedikal Cihazların Kalibrasyonu
Prof. Dr. Fevzi Yılmaz (FSMVÜ Mühendislik Fakültesi Dekanı)
Konuşmanın konusu: Biyomedikal Parçaların Eklemeli İmalatla (3d Baskı) Üretimi

12:30 Yemek Arası (Çınaraltı)
14:00 Bildiri Sunumları
Oturum Başkanı: Prof. Dr. Ali Yılmaz Çamurcu (G101)





14:00 Nihat Kabaoğlu; Medikal Uygulamalarda Telsiz İletişim Teknolojilerinin Kullanımı
14:20 Merih PALANDÖKEN, Adnan KAYA; Biyotelemetri Uygulamaları için Kompakt Implant
Anten Tasarımı
14:40 Mehmet Gümüşay, Adnan Kaya, Fulya Gülbağça, Dila Hatun Sal, Suna Sayğılı, M. İbrahim
Tuğlu, Merih Palandöken; Darbeli Elektromanyetik Alanların (PEMF) L929 Hücrelerinde Yara
İyileşmesine Tedavi Edici Etkisi
15:00 Yasemin Karadana, Ceren Genç; Alt Üriner Sistemlere Yönelik Vücut İçerisinde Kısa Süreli
İmplant Olarak Kullanılabilecek Mikro Elektromanyetik Valfli, Uzaktan Kontrollü Kateter
Dizaynı
15:20 Haydar Özkan, Osman Semih Kayhan; Bilgisayar Tabanlı Adeno-Rota Virüs Hızlı Hastalık
Teşhis Testlerinin Otomatik Sonuçlandırılması
15:45 Çay/Kahve Arası
16:00 Panel: Biyomedikal Sektörünün Türkiye’deki Durumu
Koordinatör:
Prof. Dr. Musa Hakan ASYALI (Yıldız Teknik Üniversitesi, Biyomedikal Müh. Böl. Bşk.)
Panelistler:
 Prof. Dr. İrfan Karagöz (Gazi Üniversitesi, Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü, Bölüm
Başkanı) Biyomedikal Cihazlarda Kalibrasyonun Önemi
 Candan Caner (National Instruments, Satış Mühendisi)
 Eren Genç (Astra Medikal, Proje Koordinatörü)
 Y. Doç. Dr. Ulvi Başpınar (Marmara Üniversitesi)
17:00 Kapanış (Teşekkür ve Katılım Belgelerinin sunumu)
UBİCTUS 2016
v
BİLDİRİLER
Ali Nizam; Biyomedikal Cihazlarda Kullanılan Yazılım Sistemleri
38
Fevzi Yılmaz, Ebubekir Koç; Biyomedikal Parçaların Eklemeli İmalatla (3d Baskı) Üretimi
1
Güzin Köktürk, Saime Akdemir Akar; Sağlıklı İnsanlarda Duygu Değişimlerinin Fizyolojik
Sinyaller İle Belirlenmesi
16
Haydar Özkan, Osman Semih Kayhan; Bilgisayar Tabanlı Adeno-Rota Virüs Hızlı Hastalık Teşhis
Testlerinin Otomatik Sonuçlandırılması
34
İrfan Karagöz; Biyomedikal Cihazların Kalibrasyonu
9
Merih PALANDÖKEN, Adnan KAYA; Biyotelemetri Uygulamaları için Kompakt Implant Anten
Tasarımı
17
Mehmet Gümüşay, Adnan Kaya, Fulya Gülbağça, Dila Hatun Sal, Suna Sayğılı, M. İbrahim Tuğlu,
Merih Palandöken; Darbeli Elektromanyetik Alanların (PEMF) L929 Hücrelerinde Yara
21
Nihat Kabaoğlu; Medikal Uygulamalarda Telsiz İletişim Teknolojilerinin Kullanımı
11
Yasemin Karadana, Ceren Genç; Alt Üriner Sistemlere Yönelik Vücut İçerisinde Kısa Süreli
İmplant Olarak Kullanılabilecek Mikro Elektromanyetik Valflı, Uzaktan Kontrollü Kateter
Dizaynı
26
vi
UBİCTUS 2016
Biyomedikal Parçalarin Eklemeli İmlatla (3d Baski) Üretimi
Fevzi YILMAZ*, Ebubekir KOÇ**
*Fatih Sultan Mehmet Vakıf Universitesi (FSMVU), İstanbul/Turkiye
[email protected]
**FSMVU Aluminium Test Eğitim ve Araştırma Merkezi(ALUTEAM), İstanbul/Turkiye
[email protected]
ÖZET
Eklemeli üretim teknolojisi ve tıpta uygulaması 1980’lerin başlarından itibaren gelişmeye başladı. Bugün bu
teknoloji kısaca 3D baskı takma bacaktan uçak parçalarına kadar her şeyin üretilmesini olanaklı kılan bir
teknoloji halini almıştır. Bu çalışmada, metal esaslı malzemelerin eklemeli-kat kat üretim yöntemiyle
şekillendirilmesinin avantajlarına değinilmiştir. Eklemeli üretimde kullanılan metal tozlar, özellikleri ve
kullanım alanları biyomedikal alan ekseninde tanıtılmıştır. 3D Baskı ürünler, standart üretim metotlarıyla
şekillendirilmiş ürünlerle karşılaştırılmış, mekanik ve fiziksel özellikleri de açıklanmıştır.
Anahtar kelimeler: Eklemeli Üretim, Direkt Metal Lazer Sinterleme, DMLS, 3D Baskı, Biyomedikal
PRODUCTION OF BIOMEDICAL PARTS BY ADDITIVE MANUFACTURING (3D PRINTING)
ABSTRACT
The additive manufacturing technology and penetration to medicine has been introduced early in 1980s. Since
then it became one of the key technologies to manufacture everything from prosthetic limbs to aircraft parts in
many industries. This technology is also entitled as 3D Printing. In this paper, the advantages of forming of
metal-based materials by additive manufacturing technologies are investigated. Several different metal powders
for additive manufacturing and their properties and applications for biomedical field are introduced. 3D
Printing technology and manufacturing is compared with standard manufacturing technologies and their
mechanical and physical properties of manufactured products are also described.
Keywords: Additive Manufacturing, Direct Metal Laser Sintering, DMLS, 3D printing, Biomedical
1.
GİRİŞ
Eklemeli üretim veya 3D Yazıcı (3D Printer) nedir? Bilgisayar destekli tasarım (CAD) programları yardımıyla
tasarlanmış herhangi bir elektronik datayı kalıp, model ve benzeri araç gereç ihtiyacı duymadan 3D datasının
makineye gönderilmesi yoluyla malzemenin kat kat eklemlenerek fiziksel model veya ürüne dönüşmesini yapan
makinelerdir. Bugün, x-y 2 boyutlu 2D yazıcıların fonksiyon ve kabiliyetleri ileri derecede artmıştır. 3D yazıcı
olarak anılan ve x-y-z ekseninde çalışan küp şeklindeki yeni nesil yazıcı üç boyutlu obje, parça ve cihaz
üretebilmektedir artık. Burada, bildiğimiz klasik bilgisayar, bilgiyazar ve bilgiyayar (internet) üçlüsüne
bilgiyleyapar fonksiyonu da eklemlenmiştir.
Metal esaslı malzemelerin eklemeli üretiminde (3D Baskı) çok ince tozlar kullanılır. Bu tozlar, ergime ve
katılaşma sürecinden geçirilerek tabaka tabaka (kat kat) istenilen geometrideki şekilli parça üretilir. Bu şekilde
üretilen mühendislik parçasının yapı ve özelliği geleneksel yöntemlerle (döküm-plastik şekil verme, talaşlı
imalat, kaynak) üretilenlerden farklıdır. Bütün üretim metotlarında olduğu gibi üretilen parçanın özellikleri; ham
malzeme (toz), üretim teknolojisi ve proses parametrelerine bağlıdır. Eklemeli üretim tatminkar-güvenli
malzeme özelliği verir.
Eklemeli üretimde, üç boyutlu CAD datası ile birkaç saat içinde, kalıp ihtiyacı olmaksızın üstün kaliteli metal
(ve plastik) parçalar katlı şekilde üretilir. Üretilen parçalar, prototip (model) yanında son ürün olarak ta
kullanılabilir. Buna e-üretim denir, doğrudan metal lazer sinterleme (DMLS) tanımı da kullanılır. Bu işlem ile
ince metal tozlar lazer ışıması ile tabaka tabaka eritilir ve hızla katılaştırılır. Şekil 1 3D Baskı sistemi ve sürecini
vermektedir. Birçok tüketici eşyaları, makine parçaları, ayakkabılar ve mimari modeller, mühendisler, stilistler
ve müşteriler tarafından 3D baskı ile ilk adım olarak üretilebilmektedir. Herhangi bir değişiklik bir gecede
düzeltilmekte ve bu yöntem haftalar süren alternatif üretim ve prototipe göre büyük avantaj sağlamaktadır. Bazı
tasarımcılar plastik ve naylondan hemen giyilir ayakkabı ve elbiseyi üretmektedir. Bugün, birçok kişiye özel
UBİCTUS 2016
1
protezler, milyonlarca diş ve kaplaması 3D baskı ile üretilmektedir. Bu yolla çok karmaşık geometriler derin
delik ve üç boyutlu soğutma kanalları gibi detaylarla, tıpta genel ve kişiye özel amaçlar için (implantlar şeklinde)
üretilir.
Şekil 1. Lazer ışıması (DMLS) ile tozlardan tabaka tabaka son şekilli parçanın üretimi [1-2]
Eklemeli üretimde tabakalı yapıdan dolayı özellikler yönlüdür (anizotropiktir). Isıl işlem yapıyı tamamen
homojenize edemez. Bu tasarım açısından önemlidir ve en kötü hali esas almayı gerekli kılar. Eklemeli üretimde
bir kısım geometride kırılma (çatlama) riski vardır ve bu risk ısıl işlemle azaltılır. Yüzey pürüzlülüğü
geometrinin fonksiyonudur. Gerilim noktaları ve çatlak ilerleme iç bölgelerde oluşabilir. Bu durum
sipesifikasyonları karmaşık yapar, iyi bir yüzey parlatma gerektirir. Eklemeli üretimde özellikle alt plaka ve
destek noktalarında deformasyon riskleri görülebilir. Buna gerilim giderme ısıl işlemi çözüm olur ve bu doğal
olarak maliyeti arttırır ve üretim zamanı uzar. Tozlardaki yüzey alanı artışı, oksijen artışı demektir ve olumsuz
yapısal etki beklenir. 10 ppm altı oksijenli tozlar tercih edilmelidir ve kontrol atmosferi üretim sırasında da
sağlanmaktadır. Yapıda az sayıda düz yüzeyli porozite (5-50 mikro metre) görülebilir.
3D baskı yöntemi ile eklemeli üretim; tıpta, özellikle kişiye özel üretimlerde önemli bir potansiyele sahiptir.
Erkekler için düşünelim. Sabahları niye otomatik makinayı yüzümüze oturtup traş olamıyoruz? Yüz standart
değil de onun için! Sonuç şudur; insanlar için ürünler standart değil, esnek olmalıdır, kişiye özel olmalıdır. Her
birey her şeyiyle diğerinden farklıdır. Bu, spor ekipmanları seçiminde çok görülür. Burada ürün, atlet ve spor
adamın biometrik ve biomekanik özelliklerine uyarlanır. Bu alan, çok büyük ve karlı olup özel ilgi gerektirir.
Başka gruplar da vardır, çocuklar, engelliler, yaşlılar gibi. Malzemeler burada önemli rol oynar. Yukarıdaki
örneklerde hep, kullanan ve kullanılana özgü ara yüzey, kısaca kişiye özel olma gerçeği önümüze çıkmaktadır.
Bu sistemin en büyük özelliği diğerlerinden farklı olarak toz malzeme kullanmasıdır. Sinterleme olarak
adlandırılan bu sistem toz partiküllerin ısıtılarak yumuşatılması/ergitilmesi ve birbirlerine yapıştırılması
prensibini içerir. Tüm proseslerde olduğu gibi bir CAD datası DMLS formatında işleme hazırlanır, katmanlar
tanımlanır. İlk katman için çalışma alanı olan platformun üzeri bir katman kalınlığı kadar toz malzeme ile
kaplanır. Bir lazer yardımıyla ilk katmanı oluşturan kesit bölgesi taranır. Toz parçacıklar lazer etkisiyle
yumuşar/ergir ve birbirine yapışır, bu yapışma sonucunda sisteme girilmiş olan ilk katman oluşturulmuş olur.
Katmanlar hareketli bir silindir toz kütlesi içinde oluşturulur ve her katman oluşturulduktan sonra bu silindir
kütlesi bir piston vasıtasıyla bir katman aşağıya indirilir. Daha sonra takip eden katman için bir kartuş vasıtasıyla
toz malzeme beslemesi yapılır. Bu işlemler yapılacak olan prototip/ürün tamamlanana kadar aynı şekilde devam
eder. Prototip/üretim işlemi tamamlandığında toz malzeme silindir prizması içinde sertleştirilmiş bir şekilde
ürüne dönüşmüş olur. Prototip/ürün üzerinde kalan sertleşmemiş fazla toz temizlendikten sonra üretim safhası
sona erdirilmiş olur (Şekil).
3D Baskı teknolojisinin önem ve pazar payı giderek artmakta ve büyük ümit vadetmektedir. Eklemeli üretim
geliştirme süreci içindedir ve yukarıda verilen eksiklikler bir bir giderilmektedir. Bu çalışmada, 3D baskı
eklemeli üretimin tıptaki uygulaması kobalt alaşımları ve titanyum alaşımları ekseninde detaylandırılmıştır.
2
UBİCTUS 2016
2.
KOBALT KROM MOLİBDEN ALAŞIMLARI
Kobalt krom alaşımları prototip ve seri son ürün olarak önemli bir yere sahiptir. Bu alaşımların ana özellikleri
yüksek mukavemet, ısı, korozyon direnci ve biyo uyumluluktur. Alaşımlar, ISO 5832-4, ASTM F75 (döküm
CoCrMo implant alaşımları), ISO 5832-12 ve ASTM F1537 standartlarının gereklerini yerine getirir. Kobalt
esaslı alaşımlarla tıbbi cihaz direktifi 93/42/EEC’ye uyum sağlanmakta ve sertifikalı üretim (dişçilik için)
yapılmaktadır.
Tablo 1. Kobalt krom molibden alaşımları [4]
Element
Kobalt
Krom
Molibden
Silisyum
Magnezyum
Demir
Karbon
Nikel
Ağırlıkça İçerik
% 60 – 65
% 26 – 30
%5–7
≤ %1
≤ %1
≤ % 0,75
≤ %0,16
≤ %0,1
CoCrMo alaşımlarının tipik uygulamaları medikal implantlar şeklindedir. Bu alaşım, yüksek sıcaklık
mühendislik uygulamalarında (türbin kanatları) da önemli paya sahiptir. Alaşım yüksek oranda kobalt (%62),
krom(%28) ve molibden (%16) içerir (Tablo 1). Alaşımda nikel istenmez ve çok düşük olmalıdır(< % 0.10).
CoCrMo alaşımının üstün mekanik ve fiziksel özellikleri vardır (Tablo 2-4).
Tablo 2. Kobalt krom molibden alaşımının 20oC’deki mekanik özellikleri [4]
Özellikler
Çekme mukavemeti
Yatay (XY)
Dikey (Z)
Akma mukavemeti
Yatay (XY)
Dikey (Z)
Kırılma uzaması
Yatay (XY)
Dikey (Z)
*1150oC 6 saat
Üretim Hali
Isıl İşlem*
1350 ± 100 MPa
1200 ± 150 MPa
1100 ± 100 MPa
1100 ± 100 MPa
1060 ± 100 MPa
800 ± 100 MPa
600 ± 50 MPa
600 ± 50 MPa
% 11 ± 3
% 24 ± 4
Min. % 20
Min. % 20
Tablo 3. Kobalt krom molibden alaşımının fiziksel ve termal özellikleri [4]
Özellik
Relatif yoğunluk
Yoğunluk
Isıl iletkenlik
20oC
300oC
500oC
1000oC
Termal genleşme katsayısı
20 - 500oC
500 - 1000oC
Değer
%100
8,29 g/cm3
13 W/m°C
18 W/m°C
22 W/m°C
33 W/m°C
13,6 x10-6 m/m°C
15,1 x10-6 m/m°C
UBİCTUS 2016
3
Tablo 4. Dişçilikte kullanılan sertifikalı CoCrMo alaşımı ile ilgili bir örnek (Ticari isim: EOS Kobalt
Krom SP2: EOS sistemi EOS INT M 270 kron ve köprüler için sertifikalı malzeme) [5]
Yukarıda verilen kobalt-krom-molibden esaslı süper alaşım kron ve köprü üretimi için kullanılır. Bu, diğer metal
alaşımları ile karşılaştırıldığında, dişçilik sektörü için biyo uyumlu (CE 0537) , sertifikalı ve çok ucuzdur. Kobalt
krom molibden alaşımlarının mikroyapısal özellikleri Şekil 2’de verilmiştir. Bu alaşım katmanlı yapılar, makro
ve mikro özellikleri ile dikkat çekicidir.
a)
10X optik
b) 1000X SEM
c)
5000X SEM
Şekil 2. Kobalt krom molibden alaşımı mikroyapısı: a) Tamamen ergitme yöntemiyle elde edilmiş yoğun kat kat
yapı gözükmektedir, b)Tane yapısı, c)Detaylar (Çok ince 0,3 – 0,6 mikrometre büyüklüğünde taneler) [4]
3.
TİTANYUM ALAŞIMLARI
Standart titanyum alaşımları implantlarda ve çeşitli endüstriyel uygulamalarda kullanılır. Tablo 5 önemli
titanyum alaşımlarını özellikleri ile vermektedir.
Tablo 5. Titanyum alaşımları [4]
Malzeme adı
Kompozisyon
Tipik uygulamalar
Ti CP grade 1
Ti CP grade 2
Ti; O <0.18%; N <0.03%
Ti; O <0.25%, N <0.03%
Tıp ve diş
Tıp ve diş, kimya
endüstrisi
Tıp ve diş
Tıp ve diş
Uçak, tıp, diş gibi
Çekme
mukavemeti
* (MPa)
240
345
Kopma
uzaması *
(%)
24
20
Ti; O <0.35%, N < 0.05%
450
18
Ti; O < 0.40%, N < 0.05%
550
15
Ti; Al 6%; V 4%;
895
10
O <0.20%, N < 0.05%
Ti; Al 6%; V 4%;
Tıp ve diş
O <0.15%, N < 0.05%
CP = Ticari saf, ELI = çok düşük intermetalik *Kaynak: Euro-Titan Handels AG, Solingen,
Germany
Ti CP grade 3
Ti CP grade 4
Ti6Al4V (grade
5)
Ti6Al4V ELI
4
UBİCTUS 2016
Titanyum alaşımları yüksek hafifliğine rağmen yüksek spesifik mukavemete (ağırlık başına mukavemet), yüksek
korozyon direncine ve biyo uyumluluğa sahiptir. Tipik kullanım alanları olarak biyomedikal implantlar ve uzay
araçları ve mühendislik uygulamaları öne çıkar.
3D Baskı (kat kat üretim) titanyum alaşımları üstün özellikler taşır ve standart alışılagelmiş türlerden daha iyidir.
Tablo 6, Ti6Al4V alaşımının mekanik özelliğini, Tablo 7 ise bileşimini vermektedir.
Tablo 6. Ti 64 alaşımının mekanik özellikleri [8]
Özellikler
Üretim Hali
Isıl İşlem*
Çekme mukavemeti
Min. 930 MPa
Yatay (XY)
1230 ± 40 MPa
1050 ± 20 MPa
Dikey (Z)
1200 ± 40 MPa
1060 ± 20 MPa
Akma mukavemeti
Min. 860 MPa
Yatay (XY)
1060 ± 40 MPa
1000 ± 20 MPa
Dikey (Z)
1070 ± 40 MPa
1000 ± 20 MPa
Kırılma mukavemeti
Min. % 10
Yatay (XY)
% 10 ± 2
% 14 ± 1
Dikey (Z)
% 11 ± 3
% 15 ± 1
Sertlik
320 ± 12 HV5
*800oC 4 saat
Alaşım; kimyasal bileşiminde ISO 5832-3, ASTM F1472 ve ASTM B348 standartlarına uygun olup birleşim
olarak ASTM F1472 (Ti6Al4V) ve ASTM F136 (Ti6Al4V ELI) konsantrasyon şartlarını sağlamaktadır.
Tablo 7. Ti 64 alaşımının kimyasal özelliği [4]
Element
Titanyum
Alüminyum
Vanadyum
Oksijen
Nitrojen
Karbon
Hidrojen
Demir
Ağırlıkça İçerik
Denge
% 5,5 – 6,75
% 3,5 – 4,5
< 2000 ppm
< 500 ppm
< 800 ppm
< 150 ppm
< 3000 ppm
Ti 64 alaşımının üstün fiziksel ve metalografik özellikleri sırası ile Tablo 8 ve Şekil 3’te verilmiştir.
Tablo 8. Ti 64 alaşımının fiziksel ve termal özellikleri [4]
Özellik
Relatif yoğunluk
Yoğunluk
Yük altındaki maksimum çalışma sıcaklığı
%100
4,41 g/cm3
Yak. 350oC
Şekil 3. Ti64 alaşımının tam yoğun iğnesel martenzitik yapısını gösteren optik mikroyapısı [4]
UBİCTUS 2016
5
4.
UYGULAMADAN ÖRNEKLER
3D Baskı kobalt ve titanyum alaşımlarının biyomedikal uygulamalarına örnekler Resim 1-9’da verilmiştir.
Resim 1:Baş hasarlarında eklemeli
üretimle çözüm: PEEK malzeme veya
titanyum plaka (Genel Kullanım). PEEK
kemik iç büyümeyi olanaklı kılar [4]
(a)
(b)
Resim 2. Spinal (bel) implantlar ve Parmak implantları Ti64 [4]
Resim 4: Doğrudan Metal Lazer Sinterleme (DMLS) CoCrMo alaşımının dişçilik uygulaması [5]
Resim 5. CoCrMo parmak implantları [4]
6
UBİCTUS 2016
Resim 6. Ti64 kol protezi ve paslanmaz çelik tıbbi parçaları[4]
Resim 7. CoCrMo diz protezi ve Ti64 bel implantı [4]
Resim 8. Diş hekimliğinde kullanılan parçalar [5]
Resim 9. Diş hekimliğinde kullanılan CoCrMo ve Ti64 parçalar [5]
UBİCTUS 2016
7
5.
SONUÇ
Kişiye özel ve küçük hacimli üretimde 3D baskı yöntemi büyük bir güce sahiptir. 3D baskı teknolojisini ilk
kullanan sağlık endüstrisidir. Örneğin, kulağa takılan milyonlarca işitme aygıtı, her hasta farklı olduğundan bu
teknoloji ile üretilmeyi zorunlu kılmaktadır. Yöntemin üstünlüğü; biyo uyumlu polimerik (PA 2200 gibi) ve
metalik (Titanyum alaşımları gibi) implantların tam bir hassasiyetle ve kısa zamanda üretilebilmesidir. Yöntem
hız ve ekonomiyi de yanında taşımaktadır. Örneğin baş hasarı geçirmiş bir bireyin önce Cp Scan Tomografisi
çekilir. 3 boyutlu medikal program yardımıyla katı model datası elde edilir. Doktor, CAD teknisyeni ile parça
tasarımı yapar. Uygunluğu onanmış cihaz ve malzeme ile üretim gerçekleştirilir ve uygulamaya alınır. Tıptaki
uygulama 3D baskı ile üretimi 2 nedenle gerekli kılar. Bunlardan ilki ve en önemlisi her bireyin anatomik olarak
farklı olmasıdır. İnsan için standart ürün olmaz. İkincisi ise girişim gerektiren tıbbi olay ve vaka da kişiye özeldir
ve özel üretim gerektirir. 3D baskı üretim bunları karşılar, hayatı kolaylaştırır ve yaşam kalitesini arttırır.
CoCrMo alaşımının dişçilikteki uygulaması, kişiye özel olma unsurunun çarpıcı bir örneğidir. Ti alaşımının
ortopedik gerçeklerdeki payının artmasında 3D Baskı teknolojisi esnekliği rol oynayacaktır.
Prototip için önerilen eklemeli üretim (3D baskı) sistemi giderek kat kat üretim denen tipiyle son ürüne
dönmüştür. Bugün itibariyle 3D baskı ürünlerinin %28’i son ürüne dönüktür. Bu oran 2016’da %50 ve 2020’de
%80’i aşacaktır. %100 asla olmayacaktır ve bu teknik hızlı ve ucuz prototip üretimini hep olanaklı kılacaktır. 3D
baskı ile eklemeli üretim tıpta giderek büyüyen bir yaygınlık içinde olacaktır.
Fatih Sultan Mehmet Vakıf Üniversitesi bir adım atmıştır ve bu teknolojiyi getirerek önlerde yerini almıştır.
Üniversitemizde 3D baskı yöntemi ile eklemeli olarak parçalar yoğun şekilde üretilmektedir. İstanbul Kalkınma
Ajansı desteği ile laboratuar yatırımı gerçekleştirilmiş ve başta tıp endüstrisi olmak üzere sanayie örnek parça
üretimleri başlamıştır. Gelişmeler önemsenmelidir ve yeni üretim devrimi sürecin başında yakalanmalıdır.
6.
KAYNAKLAR
1.
2.
3.
4.
5.
6.
7.
8.
9.
8
M. Salim, “ Hızlı Prototipleme ve Üretim”, Makina Tek Dergisi, 30-34, Kasım 97
J. P. Rangaswami, “Manufacturing, Hollywood-Style”, Scientific American, 7, Nowember 2013
F. Yılmaz, E. Koç, M. E. Arar “3D Baskı ile Hızlı Prototip ve Son Ürün Üretimi”, Metalurji Dergisi,
168, (35-40), Şubat 2014.
C.Brancher, “Materials Solutions 3D Printing/DMLS, Expectation to Enlightenment” , EOS IUM 2013
Additive Manufacturing in Dentistry, EOS Katalog,2011
J.Goebner, “A Peek into the EOS Lab: Micro Laser Sintering” EOS,International User Meetings
22/04/2013-24/04/2013
J. Greses, “EOS innovations for e- manufacturing”, Presentation, EOSIUM 2011
“Applications of Direct Metal Laser-Sintering (DMLS) with EOSINT M“, EOS Katalog ,2011
E. Ateş, 3D Yazıcılar ve Uygulama Alanları, FSMVÜ ALUTEAM Sunum, İstanbul, 2013
UBİCTUS 2016
Tıbbi Cihazların Kalibrasyonu
(özet)
İrfan Karagöz
Gazi Üniversitesi, Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü
[email protected]
1.
BİYOMEDİKAL KALİBRASYON
Biyomedikal anlamda kalibrasyon, “Belirli koşullar altında doğruluğu bilinen bir referans ölçüm standardı veya
ölçüm sistemi yani ilgili tıbbi cihaz kalibratörü kullanılarak kalibrasyon işlemine tabi tutulacak tıbbi cihazın
doğruluğunun ölçülmesi, sapmalarının belirlenmesi ve rapor edilmesi işlemidir.”
7.
TIBBİ CİHAZLARDA KALİBRASYONUN AMAÇ VE ÖNEMİ



8.
Tanı ve tedavi amaçlı tıbbi cihazların doğru ve güvenilir bir şekilde çalıştığını kontrol etmek, güvence
altına almak
Tanı ve tedavi hizmetlerinin kalitesini artırarak hasta memnuniyetinin artması sağlamak
Sağlık kuruluşlarının kendi alanlarında saygın bir konum kazanmalarını sağlamak
TIBBİ CİHAZLARDA KALİBRASYONUN YAPILMASI GEREKEN DURUMLAR ve
KALİBRASYON SIKLIĞI







Cihaz hiç kullanılmamış ise, yeni satın alınmışsa
Cihaz arızalanmış veya mekanik bir darbe görmüşse
Cihaz kullanma talimatlarına uygun kullanılmamışsa
Cihazda fonksiyon arızaları meydana gelmişse
Belirlenen periyotlarda bakımı yapılmamışsa
Ayar mekanizmalarına müdahale edilmişse
Cihazdan alınan sonuçlardan şüphe duyuluyorsa kalibrasyon sıklığı imalatçı firma tarafından
belirlenir.
Bir belirsizlik olduğu durumda kalibrasyon işlemini gerçekleştiren birim kalibrasyonun hangi sıklıkla
yapılacağına cihazın,

Ölçüm Belirsizliğine

Stabilitesine

Kullanım amacı ve kullanım sıklığına

Sapma sınırlarına

Deneyimlere ve normlara
göre karar verilir.
9.
KALİBRASYON HİZMETİNİN GERÇEKLEŞTİRİLEBİLMESİ İÇİN GEREKEN HUSUSLAR




İzlenebilirliği temin edilmiş Referans Standartlar ve Kalibratörler
Kontrol edilebilen çevre şartlarının sağlandığı ortam (Laboratuvar)
Cihaz başı uygulamalı kalibrasyon eğitimi almış sertifikalı personel
Dokümantasyon (Talimatlar, prosedürler)
10. BİYOMEDİKAL KALİBRASYON İLE İLGİLİ HİZMET ALANLARI



Görüntüleme Sistemleri (X-ışınlı sistemler- CT-DSA- Floroskopi vb., Nükleer tıp sistemleri - Gama
kamera-PET vb., MR görüntüleme sistemleri)
Radyoterapi sistemleri (Lineer akseleratör, Kobalt 60, Gamatron vb.)
Tanı ve tedavi hizmetinde kullanılan diğer sistem ve cihazlar: 3 kategoride değerlendirilebilir
(Tansiyon aleti, manometre, flowmetre gibi 1. kategoride olan cihazlar,EKG, pulse oksimetreler gibi
2.kategoride olan cihazlar ve respiratör, hastabaşı monitör, defibrillatör,gibi çok parametreli ölçüm
gerektiren 3. kategoride olan cihazlar).
UBİCTUS 2016
9
11. BİYOMEDİKAL KALİBRASYON HİZMETİNDE KARŞILAŞILAN SORUNLAR









Kalibrasyon kavramının yeterince anlaşılamaması sonucu tamir, ayar veya bakım kavramları ile
karıştırılması.
Cihazın sıfır hatayla çalıştığının düşünülmesi sonucunda, kalibrasyonu yapılan ölçme ve izleme
cihazlarının gösterge değerlerinde tolerans sınırları içinde yer alan sapma ile ilgili hatalı bir yaklaşım
içinde bulunulması.
Kalibrasyon kavramının cihaz kullanıcıları tarafından anlaşılamaması sonucu kalibrasyon sonrası elde
edilen ölçüm sonuçlarının tanı ve tedavi hizmetinde dikkate alınmaması.
Kalibrasyon hizmetini veren firmaların yeterli bilgi ve donanıma sahip olmaması.
Teknik personelinin uygulamalı eğitim yerine sadece teorik eğitimle sertifikalandırılması.
Verilen hizmetin sorgulanabilirliğinin ve denetiminin yetersizliği.
Tıbbi cihazların kalibrasyonlarında, ölçüm yapılmadan doğrudan sertifikalandırma işleminin
gerçekleştirilmesi.
Kalibrasyon hizmeti veren personelin tıbbi cihazlarla ilgili yeterli bir bilgi birikimine sahip olmaması.
Kalibratörlerin kalibrasyonlarının güvenilir kuruluşlar tarafından yapılamaması.
12. KALİBRASYON HİZMETİ İLE İLGİLİ KURULUŞLAR
Kalibrasyon hizmeti ile ilgili 9 Kuruluşu işlevleri açısından 4 grupta değerlendirmek mümkündür;
1.
2.
3.
4.
Sağlık Bakanlığı - Türkiye İlaç ve Tıbbi Cihaz Kurumu, Bilim Sanayi ve Teknoloji Bakanlığı
Üniversiteler, TÜRKAK, TSE, TAEK
Firmalar
Sağlık kuruluşları – Tanı ve tedavi hizmeti veren kuruluşlar olup, hizmet talep eden birimler olarak
ifade edilebilir.
13. KALİBRASYON HİZMETİ İLE İLGİLİ KURULUŞLARIN İŞLEVİ












Bütün hizmetlerin on-line izlenmesini sağlayacak yazılımın geliştirilmesi, gerektiğinde birim ve cihaz
bazında işlemlerin takip edileceği denetim alt yapısının oluşturulması
Bütün tıbbi cihazlar ile ilgili kalibrasyon prosedürlerinin belirlenmesi
Denetim ekibinin oluşturulması (Üniversiteler, TSE, TAEK)
Eğitim ve sertifikalandırma organizasyonunun yapılması
Eğitim hizmeti verme ve sertifikalandırma
Yapılan kalibrasyon hizmetlerinin denetim işlevini yapma
Kalibrasyon hizmeti verme (Beş kategoride hizmet verme)
Kalibrasyon hizmeti veren firmaların denetlenmesi
Akreditasyon işlemi
Referans Kalibratörlerin Kalibrasyonlarının yapılması (UME tarafından kalibre edilmesi)
Uygulamalı eğitimle personelin sertifikalandırılması (Uygulamalı kalibrasyon eğitimi verebilecek
altyapıya sahip Üniversiteler)
Kalibrasyon hizmeti veren birimlerin laboratuvar ortamlarının 17025 Standardına ve Kurumca
belirlenen mevzuata uygunluğunun sağlanması (Türkiye İlaç ve Tıbbi Cihaz Kurumu)
14. KALİBRASYON HİZMETİ DENETİM BİRİMLERİ
Türkiye İlaç ve Tıbbi Cihaz Kurumunun koordinatörlüğünde:




TSE
TAEK
Üniversiteler
Denetim firmaları (Türkiye İlaç ve Tıbbi Cihaz Kurumu tarafından belirlenen kriterleri sağlayan)
15. YAPTIRIMLAR



10
Kalibrasyon hizmetini mevzuat ve prosedürlere uygun olarak yapmayan firmalara yönelik cezai
yaptırımların uygulanması.
Kalibrasyon işlemi sonucunda tanı ve tedavi hizmetinde kullanımı uygun olmayan tıbbi cihazların
kullanım dışı bırakılması.
Denetim işlevini usulüne uygun olarak gerçekleştirmeyen denetim kuruluşlarının sözleşmesinin fesh
edilmesi.
UBİCTUS 2016
Medikal Uygulamalarda Telsiz İletişim Teknolojilerinin Kullanımı
NİHAT KABAOĞLU
1
1
İstanbul Medeniyet Üniversitesi, Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü
[email protected]
Özet:
Yeni nesil telsiz iletişim ağları, baştanbaşa paket anahtarlamalı bir ağ üzerinde, mümkün olduğunca
küçük coğrafik alanlara hizmet veren küçük hücrelerden oluşacak şekilde tasarlanmıştır. Sistemle bağlantı
sağlayabilecek donanımı olan her bir nesne bu ağ üzerinde varolabildiği için, telsiz iletişim teknolojisi kendisine
her geçen gün artan yeni uygulama alanları bulmaktadır. Günümüzde, askeri, sanayi, sağlık, eğlence, vb. gibi bir
çok alanda hayat değiştiren uygulamalar görmek mümkündür. Bu çalışma, telsiz iletişim teknolojilerinin medikal
uygulamalardaki kullanımı hakkında bilgilendirme sağlama ve bu tür uygulamalarda da kullanılabilecek küçük
hücre oluşumlu bir ağ yapısı önerme amacı taşımaktadır.
Anahtar Sözcükler: Telsiz iletişim ağları, biyomedikal, medikal bilişim, biyotelemetri
1. Giriş
Elektronik sektöründeki hızlı gelişmeler sayesinde,
görüntüleme cihazlarıyla medikal alanda belirgin
bir şekilde boy göstermeye başlayan elektronik
uygulamalar, telsiz iletişim sistemlerindeki
gelişmelerle birlikte son yirmi yıl içerisinde bu
sektörde önemli bir araştırma alanı haline gelmeye
başlamıştır [1,2]. Bu anlamdaki uygulamalar, 1969
yılında NASA’ nın Ay’a gönderdiği uzay
aracındaki mürettebatın bir takım fizyolojik
verilerini yer istasyonuna uydu aracılığıyla
iletmesiyle başlamıştır [3].
Daha çok medikal bilişim uygulaması olarak
nitelenebilecek bu ilk girişim ve gelişmiş benzer
uygulamalar, günümüzde biyotelemetri ismiyle
anılmaktadır. Biyotelemetri sözcüğü, bir canlının
fizyolojik ve/veya biyolojik parametrelerinin
ölçülüp, değerlendirilmesi için uzaktaki bir başka
noktaya doğruluğu korunarak iletilmesini ifade
eder. Amaç, canlıların günlük yaşamlarını
sürdürmelerine engel olmadan biyolojik ve
fizyolojik
verileri
alıp
bunların
işlenip
değerlendirileceği
hedefe
aktarılmasıdır.
Biyotelemetride, iletim için radyo dalgaları yaygın
olarak kullanılmaktadır. Elektronik devre ve
kablosuz
iletişim
teknolojilerinde
yaşanan
gelişmeler çeşitli yeteneklere sahip algılayıcı
düğümlerinin gelişimini tetiklemiştir. Temel öğesi
algılayıcılar olan bu düğümler veri algılama, ölçme,
depolama, işleme ve iletme kapasitesine sahip
oldukları için Telsiz Algılayıcı Ağlar (TAA),
askeri, sanayi, eğlence ve sağlık gibi birçok alanda
kendisine uygulamalar bulmuştur [3]. Özellikle,
Birleşmiş Milletler’ in dünya nüfusunun
yaşlandığını bildiren bulguları [4] ve Birleşik
Devletler Ulusal Enstitüsü’ nün gelişmekte olan
ülkelerde bulaşıcı olmayan kronik hastalıkların
yaygın olarak görülmeye başlandığını ve bunun
ekonomik büyümeyi etkileyeceğini bildiren raporu
[5], sağlık hizmetlerinin ekonomik maliyetini
azaltmak amacıyla yeni çalışmalar yapılmasına kapı
aralamıştır. TAA fizyolojik ve biyolojik verilerin
uzaktan ölçümü, tıbbi veriler arama amaçlı klinik
çalışmalar yürütme ve acil durum müdahale ve
yönlendirmeleri gibi medikal uygulamalara ve
kolaylıklara imkân vermiştir [6]. Diğer yandan,
optoelektronik alanında sağlanan teknolojik
gelişmelerin optik iletişime ilgiyi arttırmasıyla
birlikte, biyoelektrik sinyallerin daha hızlı ve
girişim sorunu yaşanmadan iletilmesi için optik
biyotelemetri kullanılmaya başlanmıştır [7-10].
Ancak, optik iletişim bir kısa mesafe iletişimi
olduğundan, uzun mesafeli uygulamalar için optik
biyotelemetri
yetersiz kalmaktadır. Ayrıca,
günümüz koşullarında iletilmek istenen veri
boyutları
düşünüldüğünde
de,
optik
biyotelemetrinin yetersiz kalacağı açıktır. Oysa
yapılacak çeşitli düzenlemelerle, günümüz telsiz
iletişim ağlarının biyotelemetride kullanılması
yukarıda değinilen mesafe ve kapasite sorunlarını
çözebilecek niteliktedir.
Bu çalışmada, TAA’ nın medikal uygulamaları ele
alınmış ve mevcut telsiz iletişim ağını kullanan çok
küçük hücrelerden oluşan bir ağ yapısının
biyotelemetri amaçlı kullanımı üzerine bir öneride
bulunulmuştur. Burada çok küçük hücre ile lisanslı
bantta çalışan baz istasyonu özelliklerine sahip
aygıtların hizmet alanı kastedilmektedir.
2. Algılayıcılar ve TAA
Algılayıcılar, basınç, sıcaklık, nem, ışık, ses ve
hareket gibi ölçülebilir birçok unsurda meydana
gelen değişimleri algılayabilirler. Aynı türden
algılayıcılar kullanılarak homojen bir TAA
oluşturulabileceği gibi, farklı algılama türlerine
sahip algılayıcılardan oluşan heterojen bir TAA da
oluşturmak mümkündür. Bu tür ağlar temel olarak
bir grup algılayıcı ile bu algılayıcıların ilettikleri
UBİCTUS 2016
11
verileri toparlayan düğüm istasyonlarından
oluşmaktadır. Algılayıcılar enerjilerini üzerlerine
yerleştirilmiş bataryalarından aldıkları için kısıtlı
ömre sahip olan telsiz iletişim cihazlarıdır [11, 12].
Herhangi bir telli bağlantı yapılmaksızın, algılayıcı
birimler hizmet edecekleri ortama rasgele saçılırlar
ve işbirliği içerisinde çalışırlar. Bir algılayıcı, ağ
içerisinde hareketli ya da sabit olarak hizmet
verebilmektedir. Dolayısıyla ağ elemanları kendi
aralarında sürekli iletişim halindedirler [11, 12]. En
basit haliyle bir algılayıcı sadece dönüştürücü
içerir, fakat düğümlere algılama ve iletişim görevi
birlikte yüklendiğinden bilgi işleme, hesaplama ve
verici-alıcı üniteleri de eklenir [13].
3. TAA’ nın Medikal Uygulamaları
Medikal uygulamalarda tercih edilen TAA’ nın
temelde biyolojik TAA ve Telsiz Vücut Alanı
Algılayıcı Ağlar (TVAA) olmak üzere iki temel
türü vardır. Bunlar, biyotelemetri, e-sağlık, msağlık gibi çeşitli uygulamalarda kullanılırlar.
TVAA hastanın hayati vücut belirtilerinin izlenmesi
ve elde edilen verilerin iletilmesi için kıyafete ya da
doğrudan vücut yüzeyine (girişimsel olmayan) ya
da vücut içine yerleştirilmiş (girişimsel tıbbi
cihazlar), yardımcı cihaz niteliği taşıyan
algılayıcıların oluşturduğu ağlardır. Bu tür ağlar,
hastaya verilen ilaç ya da ilaçların hasta üzerindeki
etkilerinin incelenmesi, takip altındaki hastaların
fizyolojik
ve
biyolojik
parametrelerinin
kaydedilmesi ve görüntülenmesi gibi, ev ya da
hastane içindeki kısa menzilli sağlık hizmetleri için
kullanılma potansiyeline sahiptirler.
Daha çok ayakta tedavi amacıyla kullanılan TAA
ise, hastadan toplanan biyometrik verilerin
kümelenmesi ve işlenmesi için uzakta yer alan
sağlık hizmeti birimine ve/veya daha yüksek
düzeyde bir denetleyiciye bu verileri iletilmek için
kullanılırlar. Bunun dışında, e-sağlık (elektronik
sağlık) ve m-sağlık (mobil sağlık) uygulamaları için
de TAA’ nın kullanımı mümkündür [14,15].
Biyolojik TAA, biyokimyasal süreçleri izlemek ya
da kontrol etmek amacıyla, bu türden reaksiyonlara
cevaben oluşan elektriksel sinyalleri algılayabilen,
vücut
içi
ya
da
dışına
yerleştirilen
biyoalgılayıcılardan oluşur.
Hayati bulguları izleme uygulaması olarak, sürekli
ve olay tabanlı hayati bulguların ve biyosinyallerin
güvenli, eş zamanlı ve düşük güçlü kablosuz
iletimini hedefleyen [16]’ daki çalışmada, profilaksi
ve kalp-damar hastalıkları rehabilitasyonu için
kullanılan,
EKG
(electrocardiogram),
PPG
(photoplethysmogram)
ve
PCG
(phonocardiography) ölçümlerini yapabilen bir
KVAA uygulaması önerilmiştir. [17]’ de geceleri
yatakta, arteriyel kan basıncının kolluksuz ve
12
sürekli tahmini için yeni bir temassız sistem
önerilmiştir. Sonuçlar, önerilen sistemin temaslı
sistemle mukayese edilebilir bir doğruluğa sahip
olduğunu ve hastanın sırtından elde edilen EKG ve
PPG verilerinin kalitesinin, kan basıncı ölçümü için
sağlam bir nabız varış zamanı tahmin etmede çoğu
zaman yeterli olduğunu göstermiştir. [18]’ de, hasta
spor faaliyeti içerisindeyken bile kalp atış hızının
izlendiği gerçek zamanlı tıbbi bir TAA önerilmiştir.
[19]’ da giyilebilir, ultra-düşük güç tüketimli ve
uzaktaki izleme istasyonuna veri yollayabilen bir
EKG plasteri sunulmuştur. Daha uzak mesafelere
iletim yapabilen ve sağlık personeli için hastanın
vücut sıcaklığını, kalp atışını ve kan basıncını
izlenebilir kılan bir sağlık izleme sistemi de [20]’
de önerilmiştir. Önerilen bu sistemi bir hastaneye
hizmet
verebilecek
şekilde
genişletmek
mümkündür. [21]’ de TAA kullanan, devamlı,
invaziv olmayan, manşetsiz olarak kan basıncını,
nabız hızını ve vücut ısısını izleyebilen, bunlar
makul aralıkların dışına çıktığında uyarı veren bir
sistem önerilmiştir. Taşınabilir olan bu sistemin
güvenli, doğruluğu kabul edilebilir, kullanıcı dostu
ve düşük maliyetli olduğu söylenebilir. Tüm
dünyada olduğu gibi ülkemizde de TVAA ve
biyolojik TAA’ nın çeşitli uygulamaları mevcuttur
[22,23].
Literatürde e-sağlık ve m-sağlık uygulaması
kapsamında değerlendirilebilecek çalışmalar da
mevcuttur. [24]’ de kablosuz algılayıcıları, IP
kameraları, akıllı telefonları ve web sunucularını
kullanan
uzaktan
sağlık
izleme
için
kişiselleştirilmiş akıllı ev bakım sisteminin bir
modelini (prototype) geliştirdi. Özellikle düşmeye
meyilli olan ve/veya fazla kilosu olan kişilere 7/24
özel sağlık izleme hizmeti sunan sistemin, aynı
zamanda, acil durumlarda otomatik olarak dışarıdan
yardım araması için dâhili acil durum ve konum
tespit etme fonksiyonları da vardır. [25]’ de, temel
hedefi acil müdahale ekiplerinin yeteneklerini
geliştirmek, bakıcılar arasında sorunsuz veri
transferini sağlamak ve hastane kaynaklarının etkin
tahsisini kolaylaştırmak olan, çok yoğun ağlara
ölçeklendirilebilen ve değişken ağ koşullarına
uyum sağlayabilen, düşük güç tüketimli, telsiz
algılayıcıları, PDA (Personal Digital Asistant)' lar
ve PC (Personal Computer) türü sistemleri
tümleştiren ve acil tıbbi bakım kurulumu için
tasarlanmış olan CodeBlue adında telsiz bir altyapı
sunulmuştur. [26]’ da ise, gerçek zamanlı veri akışı
ile uzun süreli ayakta tedavi ve sağlık izlemesi için
tasarlanmış giyilebilir bir platform olan LiveNet
sunulmuştur.
Sonuç olarak, medikal alanda TAA’ nın geniş bir
uygulama sahası mevcuttur ve sağlık hizmetlerinin
geliştirilmesi için birçok potansiyele de sahiptir.
Daha geniş bir uygulama literatürüne ve TAA’ nın
medikal uygulamalarında karşılaşılan zorluklara
UBİCTUS 2016
[27]’ den ulaşılabilir. Günümüzde oldukça gelişmiş
düzeydeki medikal teknolojiler, daha çok verinin,
daha hızlı bir biçimde, daha uzak mesafelere
iletilmesi ihtiyacını karşılayabilecek düzeyde
değildir. Makul düzeyde değişiklikler yaparak
mevcut hücresel ağ altyapısını kullanan TAA’ nın
daha fazla kapasiteye ve menzile sahip medikal
uygulamalarda kullanılması mümkün kılınabilir. Bu
amaçla, merkez hücresel ağa bağlı olan çok küçük
kapsama alanlarına sahip hücresel TAA’ dan
faydalanılabilir. Aşağıda böyle bir ağ yapısının
oluşturulmasına imkân verecek bir öneride
bulunulmuştur.
niteliğindeki bu aygıtlar, hücresel ağla olan
iletişimlerini ise, sayısal abone hattı, kablolu
modem ya da başka bir geniş bant radyo frekans
kanalı üzerinden sağlarlar. Şekil 1’ de femto hücreli
bir ağ yapısı gösterilmektedir.
4. Küçük Hücre Oluşumlu TAA
Cep telefonunun mucidi olan Martin Cooper’ a
göre, telsiz ağda veri hızı 104 yıldır her 30 ayda bir
1
ikiye katlanmaktadır. Bu da, 1957 yılından bu yana
12,7 milyon kat hız artışı olduğu anlamına
gelmektedir. Daha geniş spektrum kullanarak 25
kat, spektrumu daha küçük dilimlere ayırarak 5 kat,
daha iyi modülasyon teknikleri kullanarak bir 5 kat
daha ve hücre boyutlarını küçülterek de 1600 kat
iyileştirme sağlanarak bu kadar yüksek artışlar elde
edilebilmektedir. Küçük hücreler lisanslı bantta
çalışan kablosuz altyapı ekipmanları olarak
tanımlanırlar.
Hücresel ağlarda karşılaşılan iki temel problem
vardır:
Veri ağları daha yüksek veri hızları sağlamak için
yüksek sinyal kalitesine ihtiyaç duyarlar. Femto
aygıtların kullanımı özellikle veri iletimi açısından
kullanıcılarına daha iyi bir hizmet kalitesi sunarken
makro hücre ağlarındaki trafik yoğunluğunu da
önemli miktarda azaltır. Ancak, femto hücrelerin
kullanımında yaşanan bir takım sorunlar mevcuttur.
Bunlar aşağıdaki gibi sıralanabilir.
1. Çekirdek ağda standartlarda tanımlanmış
sunucuların bulunma zorunluluğu
1.
Özellikle
yüksek trafikli
kalabalık
2
alanlarda ağa erişimde yaşanan tıkanıklık
2. Femto hücrelerin kullanıcılar tarafından
sahiplenilmeleri nedeniyle servis sunucuları
tarafından idare edilememesi
2.
Bina içi ve kırsal alan iletişiminde yaşanan
düşük kapsama alanı
3. Kendi kendini
gerekliliği
Baz istasyonu başına kapsama alanını azaltarak
ağın kapasitesini artırmak ve mümkün olduğunda,
trafiği yönlendirmek için mevcut telli ana ağı
kullanmak bu sorunları çözecektir. Bu iki çözüm
hücre boyutlarını küçülterek sağlanabilir. Hücre
boyutlarının küçültülmesi yönündeki en son
gelişmelerden sonra, femto hücre boyutlarına
inilmiştir. Femto hücreler özellikle bireysel ya da
kurumsal ortamlarda kullanılan, 4 ya da 5
kullanıcıya kadar hizmet sunabilen, 20m’ den az
kapsama alanına sahip ve 40-50 mW düzeylerinde
güç tüketen hücrelerdir. Femto hücreler, daha iyi
bina içi ses ve veri alımı için, düşük maliyetli, kısa
menzilli, az güç tüketen ve kullanıcı tarafından
kurulumu kolayca yapılabilecek ev tipi baz
istasyonları tarafından oluşturulan bir hücre
türüdür. Diğer kullanıcılarla taşıyıcı frekanslarını
kullanarak haberleşen ev tipi baz istasyonu
1
Şekil 1: Femto hücrelerin kullanıldığı ağ yapısı
Sovyetler’ in ilk yapay dünya uydusunu fırlattıkları bu tarih
genellikle günümüz anlamındaki telsiz ağların başlangıç yılı
olarak alınır.
2
Trafiğin %70’ i bina içi iletişim kaynaklıdır.
organize
ederek
çalışma
4. Yakın
alanlarda
konumlanmış
femto
hücrelerin birbirleriyle ve makro hücrelerle
arasında oluşacak girişim problemleri (Femto
hücrelerin kullanımının yaygınlaşmamasının
en büyük nedeni! Çözüm için önerilmiş çeşitli
yaklaşımlar var, ancak genelde çözülememiş
bir sorun.)
Femto aygıtlara baz istasyonu ve röleleme
özellikleri eklenerek Rölelemeli Baz İstasyonu
(RBI) gibi çalışmaları sağlanırsa, yukarıdaki
sorunlar
çözülerek,
femto
hücrelerin
avantajlarından faydalanılabilir (Bknz. Şekil 2).
Mevcut hücresel sistemin altyapısında hiçbir
değişiklik gerektirmeyecek olan bu yapı sayesinde,
bir RBI diğer RBI’larla ve/veya makro baz
istasyonu ile taşıyıcı frekanslarını kullanarak
haberleşebilecektir. Üstelik bir hücre kapsama
alanında hizmet verilebilecek kullanıcı sayısı ve
taşınabilecek veri trafiği önemli miktarda artacaktır.
Algılayıcılar kendi baz istasyonlarına yakın
olduklarında, iletişim kanalının kalitesi artacağı için
daha yüksek seviyeli modülasyon teknikleriyle
UBİCTUS 2016
13
iletilebilecek veri miktarında ciddi bir artış
sağlanabilecektir. Ayrıca, piko ve mikro hücreler
gibi alternatifleri ile karşılaştırıldığında, önerilen
RBI
kontrollü
hücrelerin
planlaması,
konuşlandırması ve yönetilmesi çok daha ucuza
malolacaktır.
sunulacak kullanıcı sayısını artırmanın ve
algılayıcıların topladığı ve/veya işlediği verileri
daha uzun mesafeli hedef noktalarına ulaştırmanın
mümkün olduğu açıklanmıştır. Bu yapıda,
kullanıcılar ile bağlı oldukları RBI arasındaki
mesafe kısa olacağı için girişimin etkisi göreceli
olarak azalacaktır. Diğer yandan, RBI sayısı ve
bunlara bağlı kullanıcı sayısı girişim sorununu
yaratan kaynaklarda artışa neden olacaktır. Ancak,
kullanıcı kaynaklı girişim sınırlanacaktır.
6. Kaynaklar
[1] Zach S., ‘Telemedicine overview and summary’
Nineteenth Convention of the IEEE, Jerusalem,
Israel, 409-412, 1996.
Şekil 2: RBI kontrollü hücrenin ağ içindeki görünümü
Önerilen bu telsiz algılayıcı ağına bağlı olacak
algılayıcılar ile daha fazla veri iletilebilecek ve
hizmet alacak kullanıcı sayısı artırılacaktır. Bunun
yanında, algılayıcıların topladığı ve/veya işlediği
verileri daha uzun mesafeli hedef noktalarına
ulaştırmak mümkün olacaktır. Örneğin, yatarak
hasta tedavi eden büyük sağlık merkezlerinde 4 ya
da 5 hastaya tek bir RBI ile hizmet verilerek,
yüksek hızda veri alış verişi yapmak mümkün
olabilir. Ya da huzur evi gibi kalabalık merkezlerde
yaşayan ve kronik hastalığı bulunan gözetim
altındaki hastaların verilerinin daha hızlı ve daha
yüksek kalitede ilgili merkezlere iletimi yapılabilir.
Veyahut birkaç sağlık merkezi ile işbirliği yapılarak
gerçekleştirilecek operasyonlarda eş zamanlı ve
yüksek kaliteli veri paylaşımı sağlanabilir. Bunların
dışında, e-sağlık ya da m-sağlık hizmetleri önerilen
bu yapı sayesinde,
esnek ve verimli hale
getirilebilir.
5. Sonuç
Medikal
uygulamalarda
telsiz
iletişim
teknolojilerinin kullanılmasındaki amaç, gelişen
iletişim ve bilgi teknolojilerini faydalarını
birleştirerek, sağlık hizmetlerinin gerektiğinde hızlı
ve kaliteli bir şekilde sunulmasını sağlamaktır. Bu
bildiride, sözü edilen teknolojilerin medikal
uygulamalardaki
yerinin
incelendiği
örnek
çalışmalar verilmiş ve küçük hücre oluşumlu bir
TAA
önerilerek,
medikal
uygulamalarda
kullanılabileceği ifade edilmiştir.
Medikal alanda TAA’ nın geniş bir uygulama
sahasının mevcut olduğu ve sağlık hizmetlerinin
geliştirilmesi için birçok potansiyele de sahip
olduğu görülmüştür. Önerilen hücresel TAA yapısı
sayesinde iletilebilecek veri miktarını ve hizmet
14
[2] Kyriacou E., Pavlopoulos S., Koutsouris D.,
‘Multipurpose Health Care Telemedicine System’,
Proceeding of the 23rd Annual EMBS International
Conference of the IEEE, Istanbul, Turkey, 35443547, 2001.
[3] Perednia DA.,’Telemedicine technoogy and
clinical applications’ JAMA-1995, 273(6):83-488,
1995.
[5] United Nations, Department of Economic and
Social Affairs, Population Division, “World
Population Ageing: 1950-2050”, UN World
Assembly on Ageing Report,
http://www.un.org/esa/population/publications/worl
dageing19502 050/, 2002, 13/05/2013.
[6] National Institute on Aging, National Institutes
of Health, U.S. Department of Health and Human
Services, and World Health Organization, “Global
Health and Aging”, NIH Publication No. 11-7737.
[7] J. A. Stankovic, Q. Cao, T. Doan, L. Fang, Z.
He, R. Kiran, S. Lin, S. Son, R. Stoleru, A. Wood,
“Wireless sensor networks for in-home healthcare:
potential and challenges”, High Confidence
Medical Device Software and Systems (HCMDSS)
Workshop, Philadelphia, PA, 2005.
[8] Baohua W, Chenghua W, Guoxing Y. The
infrared telemetry of multichannel physiological
signals, Institute of Electrical and Electronical
Engineers (IEEE), 2444-2445, 1992.
[9] Shimzu K, Matsuda S, Miyanaga T, Yamamoto
K. Optical biotelemetry in moving vehicles,
Institute of Electrical and Electronical Engineers
(IEEE), 579-582, 1994.
[10] Park J, Son J, Seo H, Ishida. 4 subject 4
channel optical telemetry system for use in
Electrocardiograms, Institute of Electrical and
Electronical Engineers (IEEE), 251-254, 1998.
UBİCTUS 2016
[11] Akyıldız, I. F., Su. W., Sankarasubramaniam,
Y., Cayirci, E., “Wireless Sensor Networks” A
Survey Elsevier Computer Networks, 2002.
[12] Pathan, A. S. K., Hyung-Woo, L., Choong, S.
H.,”Security in Wireless Sensor Networks: issues
and challenges”, The 8th International Conference
on Advanced Communication Technology, ICACT,
Cilt 2, 20-22, 2006.
[13] Freng, J., Koushanfar, F., Potkonjak, M.,
“Handbook of Sensor Networks: Compact Wireless
and Wired Sensing Systems-Sensor Network
Architecture”, ISBN 9780849319686, CRC Press,
2004.
[14] J. Sliwa, E. Benoist, "Wireless sensor and actor
networks: e-Health, e-Science, e-Decisions",
International Conference on Selected Topics in
Mobile and Wireless Networking (iCOST),
Shanghai, 1-6, 2011.
[15] S. Bao, K. Hung, Y. T. Zhang, “Mobile
Health:
Wireless
Body
Sensor
Network
Integration”, Encyclopedia of Wireless and Mobile
Communications, Taylor and Francis, New York,
707-717, 2008.
[16] A. Volmer, R. Orglmeister, “Wireless Body
Sensor Network for low-power motion-tolerant
syncronized vital sign measurment”, 30th IEEE
Annual International Conference of Engineering in
Medicine and Biology Society (EMBC),
Vancouver, 3422-3425, 2008.
[17] W. B. Gu, C. C. Y. Poon, H. K. Leung, M. Y.
Sy, M. Y. M. Wong, Y. T. Zhang, "A novel method
for the contactless and continuous measurement of
arterial blood pressure on a sleeping bed", IEEE
Annual International Conference of Engineering in
Medicine and Biology Society (EMBC),
Minneapolis, MN, 6084-6086, 2009.
Computing Communication & Networking
Technologies (ICCCNT), Tamilnadu, 1-6, 2012.
[21] M. M. Islam, F. H. M. Rafi, M. Ahmad, A. F.
Mitul, T. M. N. T. Mansur, M. A. Rashid,
"Microcontroller based health care monitoring
system using sensor network", 7th International
Conference on Electrical & Computer Engineering
(ICECE), Dhaka, 272-275, 2012.
[22] Bekçibaşı, U., “ Kablosuz Algılayıcı Ağ
Kullanarak Gemiler İçin Geliştirilen Bir Acil
Durum Tespit ve Kurtarma Sistemi “, Akademik
Bilişim 2010, Muğla, 2010.
[23] Türker, G.F., “ Kalp Atışının Sezilmesi ve
Alınan Sinyalin Kablosuz Algılayıcı Ağlar ile
İletimi ”, Muğla Üniversitesi Fen Bilimleri
Enstitüsü, Muğla, 2010.
[24] P. Leijdekkers, V. Gay, E. Lawrence, "Smart
Homecare System for Health Tele-monitoring", 1st
International Conference on Digital Society
(ICDS), Guadeloupe, 3-6, 2007.
[25] D. Malan, T. F. Jones, M. Welsh, S. Moulton,
“Codeblue:
An
ad-hoc
sensor
network
infrastructure for emergency medical care”,
Proceedings of the International Workshop on
Wearable and Implantable Body Sensor Networks,
London, 2004.
[26] M. Sung, C. Marci, A. Pentland, “Wearable
feedback systems for rehabilitation”, Journal of
NeuroEngineering and Rehabilitation, 2(17), 2005.
[27] Selma D., Suat Ö., “ Sağlık Hizmetleri
Sektöründe Kablosuz Algılayıcı Ağlar”, Bilişim
Teknolojileri Dergisi, Cilt: 7, Sayı: 2, 7-19, Mayıs
2014.
[18] G. Hui, "Real-time human heart rate
monitoring using a wireless sensor network based
on stochastic resonance", International Conference
on E-Health Networking, Digital Ecosystems and
Technologies (EDT), Shenzhen, 1, 15-18, 2010.
[19] D. R. Zhang, C. J. Deepu, Y. X. Xiao, L.
Yong, "A wireless ecg plaster for real-time cardiac
health monitoring in body sensor networks", IEEE
Biomedical Circuits and Systems Conference
(BioCAS), Hsinchu, 205-208, 2011.
[20] B. Vijayalakshmi, R. C. Kumar, "Patient
monitoring system using Wireless Sensor based
Mesh Network", Third International Conference on
UBİCTUS 2016
15
Biyotelemetri Uygulamaları için Kompakt Implant Anten Tasarımı
Merih PALANDÖKEN1, Adnan KAYA1
1
Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü, Mühendislik-Mimarlık Fakültesi, İzmir Katip Çelebi
Üniversitesi, İzmir, Türkiye
ÖZET
Günümüzde özellikle ülkemizin öncelikli alanları arasında bulunan sağlık sektöründeki gelişmeler hızlı bir
şekilde artmaktadır. Hastaların rahatsızlıklarının bulunduğu vücut bölgelerindeki biyolojik verilerin
izlenebilmesi, ilgili farmakolojik ve elektriksel tedavilerin yapılıp hasta bilgi sistemi içerisinde
kayıtlanabilmeleri medikal implant cihazlar ile mümkün kılınmıştır. Hastada yapılması gereken vücut içi testlerin
implant cihazlarda bulunan sensörler vasıtasıyla yapılarak dışarıda bulunan cihazlara kablosuz olarak verilerin
aktarılması hastaların hareketlerinin kısıtlanmadan tedavi süreçlerinin sürekli olarak izlenebilmesi açısından
önemlidir. Bu sebeple, küçük boyutlu, biyouyumlu malzemelerle tasarlanan medikal standartlarla belirlenmiş
çıkış gücünde bulunan ve yerleştirildiği yakın dokularda istenmeyen ısıl etkiler oluşturmayan anten tasarımları
medikal cihaz sistemlerinde gerekmektedir. Antenlerin çalışabilecekleri frekans değerleri ise FCC (Federal
Communications Commission) tarafından MICS (Medical Implant Communication Service, 402 MHz-405 MHz)
ve ISM (Industrial Scientific Medical, 2.4-2.48 GHz) bantları olarak belirlenmiştir. Bu bildiride, her iki bantta da
çalışabilen implant anten olarak kullanılabilecek küçük boyutlu bir anten tasarımı üzerine çalışmalar
açıklanacaktır. Antene ait ışıma örüntüleri ve yansıma katsayısı değerleri sayısal hesaplamalar sunularak
açıklanacaktır.
1. GİRİŞ
Özellikle son yıllarda, biyomedikal mühendisliği alanında meydana gelen büyük teknolojik ilerlemeler,
hastaların günlük yaşamlarını sürerken onlara ait fizyolojik veya terapiye yönelik biyolojik sinyallerin vücut
içine veya yüzeyine yerleştirilen algılayıcılar ile ölçülerek belirli mesafelerden radyo sinyalleri yardımıyla elde
edilip toplanmasını ve değerlendirilmesini mümkün kılmıştır [1,2]. Bu amaçla geliştirilen biyoimplantlarda
kullanılan antenler, bu sebeple biyomedikal telemetri amacına yönelik olarak tasarlanmış olup bilgi akışı vücut
içine veya vücudun dışına doğru yönelmiştir. Antenlerin vücut içinde kullanımı yaklaşık olarak 50 sene öncesine
kadar dayanmakta olup o zamandan bu zamana kadar birçok anten tasarımı literatürde önerilmiştir [1-9].
Özellikle vücut yüzeyine yakın konuma yerleştirilen algılama amacıyla kullanılan veya vücudun hastalıklı olan
bölgelerine ait tedavi amacıyla geliştirilen antenler, yakın alanda çalışabilmelerinden dolayı mesafe çok büyük
bir sorun teşkil etmemektedir. Biyomedikal telemetri uygulamalarında ise tasarlanan sistemin belirli bir
mesafede, belirli frekans değerlerinde ve önceden belirlenen bant genişliklerinde bilgi transfer etmesi antenlere
ait yayılım verimliliği ve yayılım örüntüsünü oldukça önemli hale getirmiştir.
Antenlerin özellikle vücut içine biyoimplant sistemin bir parçası olarak yerleştirilecek olması, antenin
tasarlandığı malzemenin biyouyumlu olmasına ek olarak; antenin fiziksel boyutunun küçük olup oldukça küçük
bir hacim kaplaması, esnek bir yapıda konformal ve düşük çıkış gücüne sahip olması istenen özelliklerdir [1,2,4].
Biyoalgılayıcılar vasıtasıyla elde edilen verilerin anten tarafından aktarılması esnasında meydana gelen ışımanın
vücut içi bölgelerde oluşturacağı sıcaklık artış değerlerinin belirli seviyelerde kalması çok önemli bir tasarım
kriteridir. Bütün bu tasarım özelliklerini karşılayacak implant antenler, mikroşerit antenlerin kullanılmasıyla
gerçeklenebilmektedir. Baskı devre ve dizgi teknolojisiyle antenlerin istenilen bölgelerine SMT teknolojisiyle
milimetre boyutunda devre elemanlarının yerleştirilebilmesi anten tasarımlarına oldukça büyük bir esneklik
kazandırmaktadır. Medikal terapi ve tanı amacıyla kullanılan biyomedikal telemetri sistemlerinin çalışacağı
frekans aralığı ITU-R tarafından oluşturulan standartlarla 402-405 MHz (MICS bant) olarak belirlenmiş olup
bazı ülkelerde 433.1-434.8 MHz, 868-868.6 MHz, 902.8-928 MHz ve 2400-2500 MHz ISM bantları da
medikal implant cihaz telemetri amacıyla da kullanılmaktadır [1]. Birçok uygulamada MICS bandında
biyomedikal cihazların tasarlanmasının temel sebebi dünya çapında kabul gören, yüksek veri hızlarının
sağlanabileceği düşük voltaj ve güç seviyesinde çalışabilen devrelerin tasarlanabileceği elektromanyetik tayfın
düşük gürültü ihtiva eden kısmına karşılık gelmesidir.
Bu sunulan bildiride, MICS ve ISM bandlarında çalışabilme özelliğinde bulunan küçük boyutlu mikroşerit bir
implant antenin vücut fantom modeli düşünülerek deri, yağ ve kas dokularına ait dielektrik ve iletkenlik
parametreleri hesaba katılarak tasarlanması açıklanmıştır. Önerilen anten modeli, ANSYS HFSS ticari yazılımı
vasıtasıyla tasarlanıp giriş empedansındaki rezonans frekansları istenilen bantlara göre optimize edilmiştir. Vücut
16
UBİCTUS 2016
içine yerleştirilen antenlerin, vücut yüzeyine yerleştirilen antenlere oranla vücut içi konuma göre giriş empedans
değerleri farklılık göstereceğinden antene ait empedans uyumlama devresi de tasarlanarak S11, ışıma örüntüsü
ve SAR değerleri sayısal benzetim yoluyla elde edilmiştir.
2. ANTEN TASARIMI ve VÜCUT FANTOM MODELİ
İmplant antenler gibi vücut içi veya üstü medikal kablosuz uygulamalarında iki temel özellik anten
tasarımlarında oldukça önemlidir. İlk özellik, implant antene ait malzemenin hastanın sağlığı için implantın
vücuda yerleştirildiği bölgeden biyolojik olarak uyumsuzluğunun önlenmesidir. Daha da önemli olan bir başka
nokta ise, insan dokusunun iletken olmasından dolayı vücuda yerleştirilen antenin metal kaplı olan her iki
yüzünün doku sıvısı etkisiyle kısa devre yapılmasının engellenmesidir [1-2]. Uzun dönem için vücuda
yerleştirilen implant antenlerde bu durum oldukça önem arz etmektedir. Yukarıda ifade edilen her iki durumun
sağlanması amacıyla uygulanabilecek en iyi çözüm, antenin her iki yüzünün yalıtkan bir malzeme ile
kaplanmasıdır. Bu amaçla önerilen anten tasarımında, dielektrik sabiti 10.2, kayıp tanjantı 0.003 olan 0.64 mm
kalınlıklı Rogers 3210 malzeme her iki anten yüzeyi için birer adet ve toplamda üç adet olarak kullanılmıştır.
İkinci önemli özellik ise; implant antenin küçük boyutlu olarak tasarlanabilmesidir. Kompakt anten tasarımı için
yüksek dielektrik sabitine sahip altlık malzemesinin kullanılması en çok tercih edilen metot olup farklı
elektriksel küçük rezonatörler, fraktal rezonatörler, zigzag şekilli kıvrımlı yapılı rezonatörler, delik içi iletkenle
kısa devre edilen yama veya farklı şekilli tel anten geometrileri, spiral rezonatörler diğer alternatif
tekniklerdendir [1-9]. Her iki şartı da sağlayan çift-bantlı implant anten tasarımı, Şekil 1’de gösterilmiş olup
fiziksel boyutları ise Tablo 1’de listelenmiştir. Önerilen anten toplam olarak 1.5 cm x 2 cm boyutunda olup iki
tane kıvrımlı şekilli elektriksel küçük rezonatörün ortak bir noktadan bağlanmasıyla aynı yüzey alanında
elektriksel boyutun arttırılmasıyla çalışma frekansı düşürülmüştür.
x
y
1
(a)
(b)
Şekil 1. (a) Çift-bantlı implant anten modeli (b) Empedans uyumlama devresi (EUD)
Tablo 1: İmplant anten modelinin geometrik ölçüleri (mm)
L1
L2
L3
L4
L5
L6
L7
L8
L9
L10
2.1
2.5
4.5
0.8
4
3
4.5
1.7
3.7
4.9
W1
W2
W3
W4
W5
W6
W7
W8
W9
W10
4
3
2
3
5.1
1.5
2
3.1
3
2
UBİCTUS 2016
17
Kullanılan iki rezonatörlerden biri direkt olarak besleme hattıyla bağlanarak ve diğeri de toprak düzlem üzerinde
toprak düzlemle hiçbir bağlantı olmayarak antenin dörtte bir dalga boyunda rezonansta çalışması amaçlanmıştır.
İmplant anten için empedans uyumlama devresi sadece ISM bandında çalışması için tasarlanmış olup MICS
bandında anten rezonansta çalışabilmektedir. Bu sayede her iki frekans bandında da antenin rezonansa girmesi
amaçlanmıştır. Kullanılan empedans uyumlama devresine ait model ve komponent değerleri Şekil 1.b de
gösterilmiştir.
3. SAYISAL BENZETİM SONUÇLARI
Yukarıda tasarımı açıklanan biyoimplant antene ait sayısal benzetim sonuçları ANSOFT HFSS adlı 3D FEM
tabanlı elektromanyetik sayısal hesaplama programıyla elde edilmiş olup Şekil 2 de gösterilmiştir. Önerilen
antene ait S11 parametresi empedans uyumlama devresi kullanılması ve kullanılmaması şartı altında Şekil 2a’de
gösterilmiştir. Şekil 2b’de antenin vücut içi fantom modeline nasıl yerleştirildiği ve Tablo 2’de ise her bir kısma
ait dielektrik parametrelerinin değerleri gösterilmektedir.
(a)
(b)
Şekil 2. (a) İmplant antende empedans uyumlama devresi kullanılarak ve kullanılmadan hesaplanan S11 değerleri
(b) antenin vücut fantom modelinde yerleştirilmesi
Tablo 2: Vücut fantom modeline ait kısımların dielektrik sabit değerleri
Vücut Bölümü
Deri
Yağ
Kas
Dielektrik Sabiti
46.7-30.72j
5.58-1.83j
57.1-35.51j
Şekil 2’de kullanılan empedans uyumlama devresi ile her iki bantta da rezonansın ilk olarak MICS bandında
0.26 - 0.5 GHz'de 240 MHz bant genişliğinde, ikinci olarak da ISM bantında 2.3 - 2.6 GHz'de 300 MHz bant
genişliğinde elde edildiği görülmektedir. Her iki frekansa ait normalize edilen ışıma örüntüleri ise Şekil 3’de
gösterilmiştir. İmplant antenin bulunduğu ortamın yüksek kayıplı olmasından dolayı elde edilen kazanç
değerleri ise -9.35 dBi ve -25.08 dBi olarak 403 MHz ve 2450 MHz değerlerinde benzetim sonuçlarından
hesaplanmıştır.
İmplant antenler sebebiyle vücut içinde oluşan yayılımların vücuda yerleştirildikleri bölgelerde
oluşturabilecekleri istenmeyen etkilerden birisi, ilgili bölgede meydana getireceği sıcaklık artışıdır. Özgül
soğurma oranı (SAR) denilen, birim doku kütlesinde dokudaki iletkenlik sebebiyle ısı haline dönüşecek kayıp
elektromanyetik ortalama güç değerini tanımlayan değer, sıcaklık artışının kabul edilebilir seviyede olup
olmadığının bir ölçüsüdür. Genellikle 100 KHz-6 GHz frekansları arasında SAR değeri küp şeklindeki 1 g
kütlesindeki doku veya tüm vücut ortalaması referans alınarak tanımlanır. IEEE standartlarında 1g doku için
kabul edilebilir en yüksek SAR değeri 1.6 W/kg olarak belirlenmiştir [10]. ISM ve MICS bantlarında elde
edilen en yüksek SAR değeri 10 mW giriş gücü için 1.82 W/kg olup SAR değerinin belirli sınırlarda
bulunabilmesi amacıyla giriş güç değerinin 8.8 mW değerinden daha küçük olması gerekmektedir.
18
UBİCTUS 2016
Şekil 3. (a) 403 MHz’deki ve (b) 2.45 GHz’deki xz ve yz düzlemlerindeki normalize ışıma örüntüleri
4. SONUÇLAR
Sunulan bildiride, küçük boyutlu, çift-bantlı mikroşerit anten tasarımı ve ilgili empedans uyumlama devresi
açıklanmıştır. Tasarlanan antene ait sayısal benzetim sonuçları verilmiştir. Sunulan implant anten tasarımı,
kıvrımlı yapıda iki mikroşerit resonatörün birbiriyle simetrik bir biçimde halka formununda bağlanıp iki
rezonatörden bir tanesinin direkt olarak iletim hattıyla beslenmesi prensibine dayanır. Önerilen anten deri, yağ ve
kas dokusunun meydana getirdiği vücut fantom modeline göre optimize edilerek MICS ve ISM bantlarını
kapsayabilecek şekilde empedans uyumlama devresi kullanılarak tasarlanmıştır. Tüm antenin boyutu 1.5 cm x 2
cm x 1.93 mm’dir. SAR analizi yapılarak vücutta istenmeyen sıcaklık artışının engellenmesi amacıyla giriş gücü
olarak da en fazla 8.8 mW’lık bir güç verilmesinin gerektiği analiz sonucunda ortaya çıkmıştır.
5. KAYNAKÇA
[1] Ferdous, N., Nainee, N.T., Hoque, R., “Design and performance of miniaturized meandered patch antenna for
implantable biomedical applications”, 2nd International Conference on Electrical Engineering and Information
Communication Technology (ICEEICT), pp. 1-4, 2015
[2] Skrivervik, A.K., “Implantable antennas: The challenge of efficiency” 7th European Conference on Antennas
and Propagation (EuCAP), pp. 3627-3631, 2013
[3] Mackay, R.S., “Radio telemetering from within the body: inside information is revealed by tiny transmitters
that can be swallowed or implanted in man or animal”, Science, vol 134, pp. 1196-1202, 1961
[4] Guy, A.W., Lehmann, J. F., Stonebridge, J.B., “Therapeutic applications of electromagnetic power”,
Proceedings of the IEEE, vol. 62, no.1, pp. 52-75, 1974
[5] Sondaş, A. , Ucar M.H.B., “An implantable microstrip antenna design for biomedical telemetry”. 10th
International Conference on Electronics, Computer and Computation ICECCO'13, pp. 36-39, 2013.
[6] Kiourti, A., Konstantinos, A., Psathas, J. R., Costa, C. A., Konstantina S. N., “Dual-Band Implantable
Antennas for Medical Telemetry: A Fast Design Methodology and Validation for Intra-Cranial Pressure
Monitoring”, Progress In Electromagnetics Research, 141, 161-183, 2013
[7] Kiourti, A., Nikita K.S. , “A Review of Implantable Patch Antennas for Biomedical Telemetry: Challenges
and Solutions”, IEEE Antennas and Propagation Magazine, Vol. 54 , No. 3, 2012, pp. 210-228
[8] Gozasht F., Mohan A.S., “Miniaturized slot PIFA antenna for tripleband implantable biomedical
applications”, IEEE MTT-S International Microwave Workshop Series on RF and Wireless Technologies for
Biomedical and Healthcare Applications (IMWS-BIO), pp. 1-3, 2013
[9] Gozasht, F., Hossain Md., D., Mohan, A.S. , “Miniaturized E-shaped PIFA antenna for wideband implantable
biomedical applications”, International Conference on Electromagnetics in Advanced Applications (ICEAA), pp.
832-835, 2013
[10] IEEE Standard for Safety Levels with Respect to Human Exposure to Radiofrequency Electromagnetic
Fields, 3 kHz to 300GHz, IEEE Standard C95.1, 1999.
UBİCTUS 2016
19
Darbeli Elektromanyetik Alanların (PEMF) L929 Hücrelerinde Yara
1
1
2
2
2
Mehmet Gümüşay , Adnan Kaya , Fulya Gülbağça , Dila Hatun Sal , Suna Sayğılı ,
2
1
M. İbrahim Tuğlu , Merih Palandöken
1
2
İzmir Katip Çelebi Üniversitesi, Biyomedikal Teknolojileri Anabilim Dalı, Çiğli, İzmir, Türkiye
Manisa Celal Bayar Üniversitesi, Histoloji ve Embriyoloji Anabilim Dalı, Uncubozköy, Manisa, Türkiye
Özet
Kronik yaralar 4-6 haftadan uzun iyileşme sürecine sahip yaralar olup kanserli, yüksek dozda ilaç alan veya
diyabetli hastalarda problemli olmakta ve takip eden sağlık çalışanı için tedavide güçlükler oluşturmaktadır.
Dokunun yeniden şekillenmesi birbirine seri olan olaylardan oluşan karmaşık bir süreçtir. Bu çalışmada FDA ve
WHO tarafından onay verilmiş düşük seviyeli elektromanyetik alan uygulamalarının yara iyileşmesinde etkisi
L929 hücrelerinde araştırılmaktadır. Burada amaçlanan kısa sürede hızlı bir iyileşmenin sağlanmasıdır.
Elektromanyetik alan yaşamımızın her alanında bulunuyor ve insan vücuduna etkisi son yıllarda büyük bir önem
kazanmıştır. Tıpta elektromanyetik alanlar (EMA) tanı ve tedavi amacıyla hâlihazırda kullanılmaktadır. Darbeli
Elektromanyetik alan uygulamalarında frekans, manyetik alan yoğunluğu, kullanılan bobin yapısı ve uygulama
süresi çok önemlidir. Bu çalışmada kullanılan PEMF sinyali 75 Hz frekans, kare dalga formu ve 1 mT manyetik
alan intesitesine sahiptir. Bu sinyal bir Helmholtz bobin ile hücrelere 5 saat boyunca uygulanmıştır. Etkin bir
uygulama yapılabilmesi için hücre kültürü ile birlikte sistemin simülasyonu CST Studio Suit programı ile
yapılmıştır. Elde edilen bulgularda PEMF uygulaması yapılan hücrelerde yara iyileşmesi uygulama yapılmayan
hücrelere oranla daha hızlı gerçekleşmiştir. Uygun parametreler seçildiğinde PEMF tedavisinin özellikle
diyabetik ayak gibi hasta yaşam kalitesini düşüren patolojik durumlarda sağlık çalışanlarına daha iyi tedavi ve
daha kaliteli bir yaşam sunmak için bir destek tedavi olacağı düşünülmektedir. Yapılacak çalışmalarla bu
tedavinin biyolojik sistemler üzerine etkilerinin daha iyi anlaşılmasıyla gelecekte kullanımının yaygınlaşması ve
etkinliğinin artmasına önemli katkılar sağlayacaktır.
1. Giriş
Son yıllarda yara iyileşmesinde hücresel, moleküler ve fizyolojik süreçlerin olumlu etkileri ve süreçleri
anlaşılmıştır. Yerel yara faktörleri ve sistematik aracılar iyileşme sürecinde düzenleyici olarak görev yapar.
Gelişmiş ülkelerdeki nüfusun yaklaşık % 1-2'si kronik yaralara yakalanır. Günümüzde yapılan çalışmalar yara
iyileşmesi sırasında ortaya çıkan önemli moleküler mekanizmaları ortaya çıkarmıştır. İyileşme süreci 3 ayrı
evreden oluşur: (i) enflamasyon safhası; (ii) proliferatif safha veya yeni doku oluşum safhası (neoanjiyogenez,
proliferasyon, yeniden epitelizasyon); ve (iii) yeniden doku oluşumu (hücre dışı matriks, ECM) [1]. Son yüzyılda
yara iyileşmesine katkı yapan sadece birkaç teknik ilerleme kaydedilmiştir. Bu ilerlemelere rağmen yara tedavisi
günümüzde hala öznelliği, yara iyileşmesi sürecinin karmaşıklık ve hastaların çeşitliliği sebepleriyle oldukça
zordur [2]. Teşvik edici faktörler olarak doku tamiri için moleküler seviyede hücreleri uyarmak gerektiği tespit
edilmiştir. Kronikleşmiş yaralarda moleküller yetersizdir ve diğer hücreler arasından endotel hücreler çoğalarak
iyileşme sürecini kesintiye uğratır. Bu sürecin tekrar başlaması için, hücrelerin uyarım yöntemlerinden birisi de
darbeli elektromanyetik alanlar ile gerçekleştirilir. Bu uyartım (Şekil 1), tekrarlayan cerrahi işlemlerde oluşan
yaralardan ve kontrol edilemeyen ülserlerin iyileşmesini sağlar [3]. Böylece hastaların yaşam kalitesi artar.
Literatürde bulunan araştırmaların büyük çoğu oldukça düşük frekanslı manyetik alanların biyolojik etkilerinin
laboratuvar ortamında araştırılması ile alakalıdır. Araştırmaların çokluğuna rağmen halen elektromanyetik
alanların biyolojik etkileri üzerindeki mekanizması tam olarak bilinememektedir. Şekil 1’de dünyada en çok
kabul edilen darbeli elektromanyetik alanların transdüksiyon mekanizması bulunmaktadır.
Bu çalışmanın asıl amacı, 75 Hz frekanslı darbeli elektromanyetik alan (PEMF) tedavisinin L929 hücre
hatlarında yara iyileşmesi üzerindeki etkisini immünohistokimyasal olarak incelemektir. Bir fare yumuşak doku
kültürü olan L 929 (ATCC cell line, NCTC clone 929) DMEM besiyerinde üreyen kısa sürede hızlı çoğalan ve
yara iyileşmesinde örnek olarak kullanılabilecek uygun bir hücre dizin tipidir. Birçok çalışmada yara iyileşmesi
modeli olarak kullanılmış ve bizim çalışmamızda ek olarak kültür ortamında yara yapılarak yeni bir iyileşme
süreci ortaya konmuştur. Bu PEMF ışıma sistemlerinin, In Vitro yara iyileşmesi modelinde hücre migrasyonuna,
morfolojisine ve proliferasyonuna olan etkisi immünohistokimyasal analizler yapılarak incelendi. Ayrıca bu
çalışma kapsamında PEMF uygulamasında kullanılan helmholtz bobinler hücre kültürleri ile birlikte CST Studio
Suit yazılımı kullanılarak simüle edilmiş ve ölçüm sonuçları ile doğrulanması araştırıldı. Ayrıca yara
iyileşmesinin kriterleri olan TGF-beta ve NOS için immünohistokimyasal yöntemle incelendi.
20
UBİCTUS 2016
Şekil 1: Darbeli elektromanyetik akanların doku tamiri için önerilen mekanizması.
2. Materyal ve Metod
2.1 Deney Düzeneği
Deneylerimizde düzgün sarıma sahip olduğundan ve daha uniform manyetik alan ürettiğinden dolayı Pasco
marka Helmholtz bobin çifti kullanıldı. Birbirine seri olarak bağlanan bobin çiftine 75 Hz frekans, 1.3 ms puls
süresi, kare dalga formu ve 1 mT manyetik alan intensitesi oluşturacak şekilde bir sinyalle beslenmiştir.
Manyetik aşan büyüklüğü sistemin ortasına yerleştirilen bir hall effect sensörü ile ölçüldü. Şekil 2’de bu
uygulanın yapılışı ve ölçüm sonuçları yer almaktadır.
(a)
(b)
Şekil 2: (a) Hücre kültürüne yapılan PEMF uygulması,
(b) 75 Hz Kare Dalga formunun(c)
osiloskop
görüntüsü, (c) Hall effect sensörü ile ölçülen manyetik alan intensitesi.
2.2. Bobinlerde Oluşan Manyetik Alan
Bu sistem 0.95 mm çaplı tel ile 500 sarıma sahip olup 20 cm çapında iki eş bobinden oluşmaktadır.
Maksimum 2 amper akım çekebilen bu sistem ile 5 mT’ya kadar manyetik alan oluşturulabilmektedir. BiotSavart denklemiyle teorik olarak yatay düzlemdeki x-ekseni boyunca hesaplanan z-yönündeki manyetik alan
şiddeti MATLAB programı ile hesaplanarak çizilmiştir (Şekil 3).
(1)
Bu sistem 2 tane eş bobin yapısı ile hesaplanmıştır. Helmholtz bobindeki manyetik alan dağılımı deneyleri
yapmamız için uygun olup test edilmesi istenen biyolojik örnekler iki bobinin tam ortasına yerleştirilmiştir.
UBİCTUS 2016
21
y
R
l
R
x
R
l
(b)
(a)
(c)
Şekil 3: (a) ) Helmholtz bobinin yerleşimi. (b) Yatay düzlemdeki x-ekseni boyunca hesaplanan z-yönündeki
manyetik alan şiddeti grafiği (b) 3D çizilmiş yatay düzlemdeki z- yönündeki manyetik alan şiddeti
2.3 Hücre Kültürü ve In Vitro Yara Modeli
Celal Bayar Üniversitesi Histoloji ve Embriyolo Anabilim Dalı kültür laboratuvarında dondurulmuş L929
fibroblast hücre hattından elde edilen hücreler kullanıldı. Hücreler % 10 FBS, % 1 L-glutamin ve % 0.1 penisin
2
içeren DMEM besiyerinde büyütüldü. Hücreler, 75 cm kültür flaskında 37 °C sıcaklık ve % 5 CO2 ortamında
kültüre alındı. Hücrelere konfluent aşamasında pipet ucuyla açılmış yara modeli uygulandı. EMA yapılmayan
kontrol grubuna aynı yöntem gerçekleştirildi. Hücre davranışı inverted faz kontrast mikroskoba (BX43,
Olympus, Japan) bağlanan bir kamerayla (SC50, Olympus, Germany) çekildi.
3. Bulgular
Bu çalışmada 5 saat boyunca uygulanan PEMF terapisi in Vitro kültür ortamında L929 fibroblast dizin
hücrelerinde konfluent olmuş hücrelerde pipet ucuyla oluşturulmuş yara modelinde iyileşmeye az miktarda etki
etti ancak bu etki anlamlı (p<0.05) bulundu. Asıl etki 24 saatlik süreçte görüldü. Burada görülen iyileşme
sürecine olan etki oldukça anlamlı bulundu (p<0.01). Yapılan uygulamaya ait manyetik alan ölçüm sonucu Şekil
3 (a)’da görülmektedir. Bu ölçüm sonucuna göre uygulama sırasında eşit düzeyde manyetik alan 5 saat boyunca
uygulanabilmiştir. Şekil 3 (b)’de uygulamanın simülasyon sonucu görülmektedir. Bu sonuç ölçüm sonucu ile
örtüşmektedir.
(a)
(b)
Şekil 4: (a) PEMF uygulaması sırasında ölçülen manyetik alan büyüklüğü (b) CST Studio Suit programıyla
Helmholtz bobin çiftinde meydana gelen manyetik alanın benzetim sonucu.
Yara iyileşmesi, hücre kültüründe çizilen bölgenin kapanmasını karşılaştıracak şekilde histolojik analizlerle
belirlenmiştir. Şekil 5’te PEMF uygulaması yapılan kontrol ve maruziyet gruplarına ait immünohistokimyasal
boyamalar yer almaktadır. Bu sonuçlara göre yara oluşturulmuş hücre hattında kontrol grubuna göre iyileşme
anlamlı bir şekilde daha hızlı gerçekleşmiştir.
Yara yerinde hücreler çoğalmaya, göç etmeye ve tamir dokusu oluşturmaya başladıkları görüldü. Böylece seçilen
22
UBİCTUS 2016
frekans ve manyetik alan intensitisesinin doğru parametlerden olduğu gösterilmiş oldu. Mikroskopta görülen
etkinin belirgin bir şekilde gerçekleşmesi PEMF etkisinin varlığına ve doğruluğuna işaret etti.
İmmünohistokimyasal belirteçler üzerinden yaptığımız çalışmada da bu etkinin protein düzeyinde de var olduğu
görüldü.
L-929
PBS
eNOS
iNOS
TGF-β
Kontrol
Grubu
PEMF
Grubu
Şekil 5: L929 Hücresinde yapılan immünohistokimyasal analiz sonucu (Büyütme 400X).
Yapılan gözlemlerin doğrulanması için skorlama yöntemleri ile gerçekleştirilen histolojik değerlendirme ile
PEMF’in iyileşmeye katkının oksidatif stres aracılı ve TGF-beta iletimli bir şekilde gerçekleştiği eNOS, iNOS ve
TGF-beta immünohistokimyasıyla gerçekleştirildi (Şekil 6).
L929 FIBROBLAST DİZİN HÜCRELERİNDE
PEMF IÇIN YARA İYİLEŞMESİNE ETKİSİ
6
PEMF/Kontrol
PEMF/Uygulama
5
4
3
2
İyileşme
PBS
eNOS
iNOS
TGF-beta
Şekil 6: Mikroskopta izlenen hücrelerin yara iyileşmesindeki davranışı ve buna PEMF’in etkisi yara
iyileşmesinin +1 hiç yok veya çok az ile +5 tamamen iyileşmiş durumları arasında preperatları bilmeyen
histolog tarafından yapılan skorlama ile PEMF etkisi karşılaştırıldı. 5 saatlik uygulama sonucunda belirgin bir
fark oluşmazken 24 saat beklemenin sonucunda hem yara iyileşmesinde hem de bununla ilgili belirteçler olan
immünohistokimya bulgularında anlamlı bir şekilde PEMF etkisi görüldü.
4. Tartışma
Bu çalışma yara iyileşmesinde düşük frekanslı EMA etkisini sağlamak üzere uygun enerji formunun kullanılması
için yapıldı. Bu amaçla 75 Hz frekansta darbeli elektromanyetik alanın in vitro yara modeli oluşturulmuş L929
hücrelerine olan etkisine bakıldı. Elde edilen bulgularda yara modelinin bu tür etkilerde kullanılabilecek iyi bir
model olduğu, yara yapılan grupta PEMF etkisin 24 saatlik süreçte belirgin bir şekilde oluştuğu görüldü. Düşük
frekansta yapılan manyetik alan simülasyonlarıyla hücre kültüründe oluşan etkinin PEMF için iyileşmeyi
sağlayacak hücrelere başlangıçta verdiği olumlu katkı verdiği gösterildi. Başlangıçta oluşan bu olumlu katkının
24 saatlik bir izleme sonucunda anlamlı bir etkiye kavuşması EMA çalışanlarına biyolojik etkinin gösterilmesi
açısından literatür olarak önemli katkı sağlayacaktır. Literatürde düşük frekanslarda yan etkisi bulunmayan bu
UBİCTUS 2016
23
metodun daha iyi sonuçlar elde etmek amacıyla ileri çalışmalarla desteklenmesi ve hücre davranışına etkisin
anlaşılması tıpta tedavi olarak kullanılabilecek bir ürün olma olasılığını giderek arttırmaktadır.
Bu çalışmada PEMF etkisi ile oksidatif stresin arttığı bunun özellikle eNOS’ta belirginleştiği ve iyileşme
sürecinde yer alan L929 hücrelerinin hem daha hızlı göç ettiği hem daha çok çoğaldığı bulundu. Bu bulgunun
literatürle uyumlu olduğu bulunan eNOS aktivitesinin fazlalığı biyomateryaller üzerinde yapılan L929
fibroblastlarında da gösterilmiştir [5].
L929 hücrelerinin iNOS etkisi ise ektrakt çalışmalarında gösterilmiş antienflamatuar etkinin iNOS üzerinden
gerçekleştiği ve yara iyileşme sürecinde değişikliklere neden olduğu saptanmıştır [6, 7]. PEMF için NOS
etkisinin mikrosürkülasyon üzerinden gerçekleştiği darbeli EMA uygulamasında sağlıklı sıçan üzerinde
arterioller üzerinden gösterilmiş ve NOS inhibisyonunun doku oksidiyonunu bozduğu gösterilmiştir [8]. PEMF
için bu etkinin varlığı çalışmamızla da uyumlu bulunmuştur.
Yapılan bir çalışmada L929 fibroblastlarının matriks etkisine kitosan etkisine bakılmış tip1 ve 3 kollejen ile
fibronektin, kitosanla indüklenmiş makrofajlarda TGF-beta1 aracılığı uyarılma ile daha çok matriks ürettiği
gösterilmiştir [9]. Bizim çlışmamızda da PEMF uygulaması sonrasında hücre çoğalması ve göçünün arttığı ve
yara iyileşmesinin hızlandığı bulundu. Bunun klinikte deri yara iyileşmesinde etkili olabileceği dermatoloji ve
plastik cerrahi gibi kliniklerde kaliteli bir yara iyileşmesinde kullanılabileceği düşünüldü.
Teşekkür
Bu çalışma 11E490 nolu Tübitak projesi ve 2014-1-1MÜH-18 nolu İzmir Katip Çelebi Üniversitesi BAP projesi
tarafından desteklenmektedir.
Kaynaklar
1. Behm, B., et al., Cytokines, chemokines and growth factors in wound healing. Journal of the European
Academy of Dermatology and Venereology, 2012. 26(7): p. 812-820.
2. Dargaville, T.R., et al., Sensors and imaging for wound healing: a review. Biosensors and Bioelectronics,
2013. 41: p. 30-42.
3. Moffett, J., et al., Pulsed radio frequency energy field treatment of cells in culture results in increased
4.
5.
6.
7.
8.
9.
24
expression of genes involved in the inflammation phase of lower extremity diabetic wound healing. J Diabet
Foot Complicat, 2010. 2: p. 57-64.
Polk, C., Physical mechanisms for biological effects of low field intensity ELF magnetic fields. 1996:
Springer.
Alcaide, M., et al., Biocompatibility markers for the study of interactions between osteoblasts and composite
biomaterials. Biomaterials, 2009. 30(1): p. 45-51.
Tewtrakul, S., et al., Antiinflammatory and Wound Healing Effects of Caesalpinia sappan L. Phytother Res,
2015. 29(6): p. 850-6.
Sudsai, T., et al., Evaluation of the wound healing property of Boesenbergia longiflora rhizomes. Journal of
ethnopharmacology, 2013. 150(1): p. 223-231.
Bragin, D.E., et al., Increases in microvascular perfusion and tissue oxygenation via pulsed electromagnetic
fields in the healthy rat brain. Journal of neurosurgery, 2015. 122(5): p. 1239-1247.
Ueno, H., et al., Evaluation effects of chitosan for the extracellular matrix production by fibroblasts and the
growth factors production by macrophages. Biomaterials, 2001. 22(15): p. 2125-2130.
UBİCTUS 2016
Alt Üriner Sistemlere Yönelik Vücut İçerisinde Kısa Süreli İmplant Olarak
Kullanılabilecek
Mikro Elektromanyetik Valfli, Uzaktan Kontrollü Kateter Dizaynı
Yasemin Karadana, Ceren Genç
Astra Medikal Tıbbi Aletler İth. İhr. Tic. Ltd. Şti.
Özet
Bu çalışma, alt üriner sistemlerde karşılaşılan idrarın tutulamaması ve/veya yapılamaması sorunlarına yönelik
olarak sıvı akışının kontrol eden uzun süreli uzaktan kontrollü katater dizaynı anlatılmaktadır. Erkek ve
kadınlarda alt üriner sistemlerde mesaneden idrar atılmasında yaşanan obstrüksiyonlar özellikle yaşlılarda sık
görülen bir olaydır. Yaşanan bu sorunlarda hastalar mesaneden idrar çıkışını engellemek için sfinkter kaslarını
harekete geçirme konusunda yetersiz kalmakta ve idrarını kaçırmaktan dolayı muzdarip olmaktadır. Bu
çalışmada belirtilen mevcut sorunlara çözüm olabilecek ve hasta vücudundan dışarı hiçbir malzeme çıkmayacak
şekilde bir tasarım geliştirilmiştir.
DC akımda indüktif akım oluşturmayıp manyetik alan oluşturması ve bu manyetik alan etkisi ile
elektromıknatıslık özelliği kazandırılan bobinin kanal içerisinde sıvı akışını engellemeden valf kapağında
bulunan daimi mıknatısı kontrol etmesi üzerinedir. Tasarımda nüvesiz selenoid bobin kullanılmış, kanal içi
tasarıma uygun şekilde valf kapağına neodyum mıknatıs yerleştirilmiş ve bir elektronik devre ile
elektromıknatısın anahtarlaması yapılarak kapak içerisindeki daimi mıknatısın kontrol edilmesi ile kateter kanalı
içerisine yerleştirilebilecek özgün valf tasarımı oluşturulmuştur. Valf kontrolü kateter içerisinde bulunan esnek
elektronik devre ile sağlanmakta olup, hasta vücudu içerisinde kalan kateterin kontrolü mobil uygulama ile
yapılabilmektedir. Böylelikle vücut dışından verilen komutlarla mesane içerisindeki kateter kontrol
edilebilmektedir.
1. Giriş
Uluslararası kontinans derneği (ICS), üriner inkontinansı her türlü idrar tutamama şikayeti olarak tanımlar.
Kadınlarda erkeklere oranla 3-4 kat daha fazla görülür ve yaşla birlikte her iki cinste de artar. Görülme sıklığı
farklı çalışmalarda kadında %4.5-53, erkekte %1.6-24 aralığındadır*1+.
Mesaneden sıvı çıkışını kontrol etmeyi amaçlayan, intraüretral manyetik valfler konusunda birçok çalışma
yapılmıştır*2+, [3], [4], [5], *6+.Yapılan tasarımların bir kısmı, kateter içerisinde bulunan daimi mıknatıslar ve
mıknatıslara sabitlenmiş sıkıştırma yayı mekanizmasından oluşmaktadır. Kateter içinde bulunan daimi mıknatıs
dış ortamda bulunan bir tetikleme mıknatısı ile kontrol edilmekte ve kateter içindeki kapak indüklenen manyetik
alan ile kontrol edilmektedir.
Bu çalışma, tıp biliminin üroloji alanında kateterler ve bunların kullanımıyla ilgili, mesane ve sfinkter kas
fonksiyonlarının kontrollerinin sağlanması için bir yöntem olup üriner inkontinans alanında rahatsızlığı ve idrar
yapamama sorunu olan, geçici olarak idrar tahliyesinde bulunması gereken, günlük yaşantısına devam eden veya
yatalak halde olan hastaları kapsayan hastanın mesanesinde bulunması için adapte edilmiş ve medikal sektörüne
hitap eden elektro-manyetik tetiklemeli üretral valfi içeren bir ürün tasarımıdır.
Normalde, kateter içerisinde bulunan elektromanyetik valf kapalı konumdadır ve idrar akışı olmamaktadır.
Kullanıcı idrar çıkışını gerçekleştirmek için mobil ara yüzün kullanıcıyı yönlendirmesiyle kateter içerisinde
bulunan elektromanyetik valfi kontrol idrar çıkışını gerçekleştirebilmektedir.
2. Kateter Dizaynı ve Tasarım Bileşenleri
Literatür ve piyasa araştırmaları göstermiştir ki; mevcut dizaynlar hastanın üretrasından dışarı çıkmakta ve
kullanıcının günlük aktivitelerini kısıtlamaktadır. Kateter kullanımını sürekli sağlaması gereken kullanıcılar için
gelişen teknoloji ile beraber farklı çalışmalar da yapılmış ancak bu çalışmalar hastaları implant takımına
yönlendirmiştir. Mevcut çalışmaların oluşturduğu olumsuzlukların üstesinden gelebilecek ve hastanın
vücudundan dışarı parça çıkmayacak şekilde bir tasarım yapılmış ve kateterin kontrolü mobil uygulama
aracılığıyla elektronik devre ile sağlanmıştır. Geliştirilen bu dizaynın tasarım bileşenleri Şekil 3 te, ve geliştirilen
kateterin mesanedeki görünümü Şekil 2 de belirtildiği gibidir. Mesane içerisine yerleştirilen kateterin genel iş
akış şeması Şekil 1 de belirtildiği gibidir.
UBİCTUS 2016
25
Şekil 1: Katetere ait genel iş akışı
Şekil 3: Kateter tasarım bileşenleri
Kateter, itme kanalı sayesinde mesaneye yerleşmekte ve itmek kanalından itibaren alt kısım tekrar çıkarılıp
atılmaktadır. Dolayısı ile kateter mesaneden dışarı parça kalmayacak şekilde kullanıcı vücuduna yerleştirilir. Bu
aşamadan sonra kateter mobil uygulama aracılığıyla kontrol edilebilmektedir. Android ve ios yazılımlarında
mobil uygulama ara yüzü oluşturulan uygulama, bluetooth ile kateterin içerisinde bulunan esnek elektronik
devreye bağlanarak, kateterin kontrolü sağlanmaktadır. Kateterin içerisinde bulunan esnek elektronik devre,
kateter gövdesinde bulunan elektromanyetik kontrollü valfi tetikleyerek açılıp kapanmasını kontrol etmektedir.
Elektronik devre ve valfe bağlı olan iletken yol, Şekil 4 te yerleşim yeri belirtilmiş olan pil ile bağlantıyı
sağlamaktadır.
Şekil 2: Kateter yerleşiminin anatomik görünümü
26
UBİCTUS 2016
Şekil 4: Pil, elektronik devre ve bobin arasındaki iletken yolun görünümü
Tasarımın üst kısmı üretradan içeriye girmesi için elips şeklinde tasarlanmış, çalışma alanından tasarruf
sağlamak için pil malekot kafanın üstüne çıkarılmıştır. Üretim maliyetlerini minimize etmek için esnek devre pil
etrafına sarılmıştır. Üretim maliyeti göz önüne alınarak iki telden oluşan iletkenyol malekot kafanın tek
kanadının içerisinden tek bir kanaldan bobine iletilecek şekilde tasarlanmıştır. Üç parçadan oluşan gövdenin her
parçasını ayrı proseslerde ayrı kalıplarda üretmek için işçilik ve kalıp maliyeti hem de üretim zamanı oldukça
yüksek ve maliyetli olmaktadır. Bu nedenle tüm gövde tek bir kalıptan imal edilebilecek şekilde tasarımlar
optimize edilmiştir. Gövde tek bir kalıptan çıkarıldığı için, malekot kafa mesaneye yerleştirildiği zaman
istenilen tepki kuvvetini verebilmesi için et kalınlığı ve uzunluğu analizler ve deneyler sonucunda belirlenmiştir.
3. Valf Tasarımı
Uzun bir teli metal parça üzerine sararak akım geçirdiğinde metalin mıknatıs görevi yaptığını ve akımın yönüne
göre metalin uçlarında NS kutuplarının oluştuğunu bulunmuştur. Sarmal bir bobin kontrollü bir manyetik alan
yaratma amacı olan bir tür elektromıknatıstır. Makaraya sarılmış olan telden bir akım geçirildiği taktirde bobinin
etrafında bir manyetik alan oluşur, bu manyetik alan, rölelerde yararlanılır. Bir bobine DC akım uygulandığında
indüktif bir akım oluşmaz, sadece sabit bir manyetik alan oluşur ve bu alana yaklaştırılan demir, nikel, kobalt
gibi maddeler bobin tarafından çekilir. Bu çalışmada bobinin elektromıknatıslık özelliğinden faydalanılarak,
daimi neodyum mıknatıslar ile aynı ortamda bulundurulması ile mıknatıs üzerinde itme ve çekme kuvveti
oluşturulmuş, bu sayede valf işlevi sağlanmıştır.
Şekil 5: Silindir şeklindeki mıknatıs için (a) Üstten görünüş ve (b) Yandan görünüşleri
Literatürde mıknatısların geometriye bağlı manyetik alan değerlerinin hesaplanmasına yönelik çalışmalar
bulunmaktadır[9], [10], [11]. Silindirik bir mıknatısın manyetik alan değeri
UBİCTUS 2016
27
(1)
(1) de belirtilmiştir. Buradan hareketle bu çalışmada kullanılan mıknatısların manyetik alan değerleri
hesaplanmıştır.
Şekil 6: Silindirik iki mıknatısın şematik görünümü
(2)
(3)
İki neodyum mıknatıs arası çekim kuvveti hesaplamasında daha küçük olan mıknatısa göre hesaplama
yapılmakta olup, literatürde yer alan çekim kuvveti hesaplamasında kullanılan formüller (2) ve (3)’te belirtildiği
gibidir [9], [10], [11]. Literatürde yer alan bu formüllerden hareketle, bu çalışmada elektromıknatıs ve mıknatıs
arası çekim kuvveti hesaplanmıştır.
Tasarımda kateter gövdesine selenoid bobin sarılmış ve valf kapağı neodyum mıknatıstan oluşturulmuştur.
Mıknatıs silikon gövdeye bir mil ile sabitlenmiştir. Ayrıca valf kapağının sürekli dönme hareketi sağlamaması
için gövde içerisinde kapağın dik haline denk gelecek şekilde daimi mıknatıs kullanılmıştır. Valf bileşenleri
Şekil 6 da belirtildiği gibidir.
Şekil 7 : Valf bileşenlerinin görünümü
Mobil uygulamada bulunan verici antene kullanıcı tarafından aç/ kapat sinyalinin verilmesi ile kullanıcı
mesanesinde bulunan kateter içerisindeki alıcı anten devresine sinyal iletilir. Kateter içerisinde bulunan alıcı
anten aldığı sinyale göre, valfin açık veya kapalı kalması durumuna göre bobini tetiklemektedir. Bobin
üzerinde oluşan manyetik alan kuvveti valfin kontrol edilmesini sağlamaktadır.
28
UBİCTUS 2016
4. Elektronik Devre Tasarımı ve Mobil Uygulama Arayüzü
Kart tasarım konseptimizde malekotun üstünde bulunan pili radyal olarak saran 4 layer flexible bir devre
bulunmaktadır. Flexible kartin iç yüzeyinde valf tasarımında gelen bobin telleri lehimlenmektedir. Kartın
üzerinde bluetooth entgresi bulunmaktadır. Bu sayede mobil uygulama ile katatere bağlantı gerçekleşir.
Bluetooth ile alınan veri katı üzerinde bulunan mikrokontrolör tarafından işlenir ve valf açıp kapama
komutu sinyalini analog anahtar entegresine gönderir. Analog anahtar enegresi valf tasarımında bulunan
bobinin uçlarına (+,-) veya (-,+) enerji vererek valfin kapatma veya açma işlemini gerçekleştirir. Kartın
üzerinde regüle entegresi bulunmaktadır. Pilden aldığı gerilimi sabit bir gerilime çekerek enetgelerin stabil
çalışmasını amacıyla kullanılmaktdır. Kart tasarımı 4 ana entegreden oluşmaktadır. Bunlar; bluetooth,
mikrokontrolör, analog switch, regülatordür.
Şekil 8 : 1. 2. 3. ve 4. Katmanın şematik çizimleri
Şekil 9 : Devrenin şematik çizimleri tamamlanmış hali ve 3 boyutlu görünümü
Şekil 10 : Esnek devrenin pil etrafına sarılma aşamaları
UBİCTUS 2016
29
Yapılması planlanan mobil uygulamaya dair genel olarak kullanıcı özellikleri ve kullanıcı isteklerinin
belirlenmesi ile başlanmıştır. Bu adımda özellikler uygulamanın kullanış amacı uygulamayı kullanacak olan
hitap ettiği ettiği kişiler hasta insanlar olması ve yaş aralığının genel olarak orta yaş ve üzeri olması uygulama da
her adımın sade ve anlaşılır olmasını gerektirmiştir. Geliştirme ortamı olarak seçilen Android Studio IDE’sini ve
Xcode’u MacOs platformu üzerinde bu şekilde sağlanmıştır.
Şekil 11 : Mobil uygulama ekranı genel görünümü
Şekil 12 : Layout tasarım sayfası genel görünümü
5. Kateter Malzeme Çalışmaları ve Uygulanacak Biyouyumluluk Testleri:
Tasarımı yapılan “Uzaktan Kontrollü Valf Kateteri”nin tasarımından üretimine giden süreçteki adımlarla ilgili
olarak, test ve kontrol süreçleri, tasarım ve üretimde takip edilmesi ve uyulması gereken standartlar, tıbbi cihaz
onay sürecinde alınması gereken sertifika ve onaylar, bunlarla ilgili izlenecek yol ve ön çalışmalar yapılmıştır.
Prototip üretimine yönelik olarak, ürünün içersinde bulunduğu tıbbi cihaz sınıflandırması yapılarak, bununa ilgili
testler ve çalışmalar tespit edilmiştir*7+, *8+.
30
UBİCTUS 2016
Bu çalışmada kullanılacak malzeme; biyomedikal /biyouyumlu sınıf malzeme olmalı, malzeme ISO 10993’e
göre test edilmiş ve onaylanmış olmalı, USP Class VI ve EU MDD Class IIA sınıfına uygunluk göstermelidir.






Yüzeysel temas (mukozal membran)
Maruz kalma süresi: 21 gün
Prolonged Exposure (B) : 24 saat – 30 gün
ISO Class B – surface contact
USP Class VI
EU MDD Class IIA
Uygulanması Gereken Testler:
 Sitotoksisite
 Duyarlılık
 İritasyon veya İntrakutan Reaktivite
Şekil 13: Medikal cihaz sınıflandırma uygulamaları
Piyasada bulunan üriner kateterlerde sıklıkla silikon, lateks veya PVC kullanılmaktadır. Bunların yanısıra,
kullanım potansiyeli bulunan veya daha az kullanılan termoplastik elastomerler, poliüretan, polietilen ve pebax
gibi malzemelerin özelliklerini de incelemek ve karşılaştırmak üzere, literatürden ve polimer firmalarının
çalışmalarından çeşitli veriler toplanmış ve incelenmiştir.
Üretral kateterlerde sıklıkla rastlanan sorunlar şu şekilde olmuştur:
1.
2.
3.
4.
5.
Kateter yüzey ve kanalında mineral, tuz ve kristal birikmesi
Alerji
Enfeksiyon
Hava kaçırma
Hidrofilite, kayganlık
Literatür ve klinik araştırma verileri ışığında, biyouyumluluk açısından en sorunsuz malzemenin silikon olduğu
sonucuna varılmıştır. Klinik araştırmalarda, en sık kullanılan malzemelerden Lateks ve PVC ile yapılan
karşılaştırmalara göre daha az iritasyon ve alerji oluşturduğu tespit edilmiştir. Piyasada bulunan kateterlerde de
çoğıunlukla silikon kullanılmakta ve klinik araştırmalarda başarılı olan, biyouyumluluk açısından en güvenli
UBİCTUS 2016
31
malzemedir. Buna karşılık, fiyat açısından yüksek ve işlenebilirlik açısından daha maliyetli bir malzeme olduğu
sonucuna varılmıştır.
6. Sonuçlar
Tasarım sonucu araştırma ve geliştirme çalışmaları tamamlanan alt üriner sistemlere yönelik vücut içerisinde
kısa süreli implant olarak kullanılabilecek mikro elektromanyetik valfli, uzaktan kontrollü kateter dizaynı
sonucunda aşağıdaki çıktılar elde edilmiştir. Cihaz paketten çıkarılan haliyle idrar yoluna sokulur ve itme kanalı
yardımıyla mesane içersine itilir.Malekot kafa mesane içersine girdikten sonra, dikleştirme çubuğu dışa doğru
çekilerek tamamen çıkartılır. Böylece malekot kafa mesane içersinde açılır ve malekot kafanın mesane duvarına
oturması sağlanır. İtme kanalı, içerdeki geçme kısmından kurtularak çekilir ve dışarı çıkarılır. Hasta işemeye
karar verdiğinde, mobil cihaz vasıtasıyla kateter içindeki valfe açılma sinyali gönderir. Mesane boşaldıktan sonra
ise kapatma sinyali göndererek işeme işlemini tamamlar.
Tasarımın yenilikleri ise aşağıdaki gibi olmuştur:





Üriner enfeksiyon riskini minimuma indirmek.
İdrar yolu tahrişlerini minimuma indirmek.
Daha uzun kullanım süresi, daha az sıklıkla değiştirilecek. (ayda iki kateter)
Sık değiştirmeden kaynaklanan idrar yolu tahriş ve travmaları aza indirgenmiş olacak.
Hastaya oto-kontol sağlayacak; hasta istediği zaman işeme fonksiyonunu yerine getirebilecek. Hasta
kateter kullanırken günlük hayatına devam edebilecek.
7. Kaynakça
1. Dr. M. B. Can BALCI, Dr. Y. Ziya AKÇETİN, Üriner İnkontinansın Tanımı ve Sınıflaması, Türkiye
Klinikleri J Urology-Special Topics 2009;2(1):13-6.
2. S. L. Sparks, Owen D. Brimhall, S. C. Peterson, C. D. Baker, Apparatus and methods for achieving urinary
continence, United Kingdom Patent, No: 4850963 dated 11.06.1986.
3. Mordechay Beyar,Amnon Foux, Auxiliary intra-urethral magnetic valve for persons suffering from urinary
incontinence, United Kingdom Patent, No: 5004454 dated 02.04.1991
4. Elmar Dr Hertel, Roland Dr Tauber, Gerhard Dr Hennig, Bladder outlet valve for incontinent people - has
magnet cone embedded in magnet ring seat with powerful external opening magnet, German Patent, No:
2537506 dated 03.03.1977.
5. Carl B. Barwick, Rebecca Y. Chin, Female incontinence control device with magnetically operable valve
and method, United Kingdom Patent, No: 5030199 dated 09.07.1991.
6. David E. Flinchbaugh, Magnetic valve bladder cycler drainage system and use method with urinary
catheters, United Kingdom Patent, No: 6673051 dated 06.01.2004.
7. He, Y.J., Deng, S.P., Ouyang, J.M., “Morphology, Particle Size Distribution, Aggregation and Crystal
Phase of Nanocrystallites in the Urine of Healthy Persons and Lithogenic Patients”, IEEE Transactions on
Nanobioscience Vol.9 No.2, 2010.
8. BS EN 62366-1:2015, Medical Devices – Part 1: Application of Usability Engineering toMedical Devices,
BSI Standards Publication.
9. J. M. Camacho and V. Sosaa, Alternative method to calculate the magnetic field of permanent magnets
with azimuthal symmetry, Revista Mexicana de F´ısica E 59 (2013) 8–17, 8 January 2013.
10. E. V.Villanueva , Vzermeno, and V. Sosa, Calculation of vertical force between finite, cylindrical magnets
and superconductors, REVISTA MEXICANA DE F'ISICA 54 (4) 293–298, 22 April 2008.
11. D. S. Shu’aibu and, S. S. Adamu, Design, Development and Testing of an Electromagnet for magnetic
levitationsystem, Bayero University, Kano Nigeria.
32
UBİCTUS 2016
Bilgisayar Tabanlı Otomatik Adeno-Rota Virüs Hızlı
Hastalık Teşhis Testlerinin Sonuçlandırılması
Haydar Özkan, Osman Semih Kayhan
Biyomedikal Mühendisliği,
[email protected] , [email protected]
Özetçe
Birçok hastalığın tespiti için, Hızlı Teşhis Testleri
(HTT), hastanelerin mikrobiyoloji laboratuvar-larında
yaygın olarak kullanılan önemli bir teşhis yöntemidir.
Laboratuvarlarda bu testlerin sonuçlandırılması,
teknisyenler tarafından göz ile manuel olarak
yapılmaktadır. Sonuçlanan testlerin raporlanması ve
hekimlere
bildirilmesi
de
manuel
olarak
geçekleşmektedir. Test işlemleri sonucunda oluşan
çizgiler her zaman göz ile doğru teşhis koymayı
mümkün kılmamaktadır. Bu durum yanlış teşhis ve
devamında da yanlış tedaviye neden olabilmektedir.
Bu çalışmada, HTT testlerinin görüntüleri dizüstü
bilgisayar aracılığıyla alınarak, test sonuçların
otomatik ve gerçek zamanlı olarak elde edilmesi
sağlanmış ve elektronik posta yoluyla hekimin
bilgilendirilmesi de gerçekleştirilmiştir. Geliştirilen
sistem ile 75 adet HTT, Adeno-Rota virüslerinin
tespiti için denenmiş ve otomatik olarak
sonuçlandırılmıştır. Sistemin hatasız çalıştığı da
teknisyenlerin
sonuçlarıyla
karşılaştırılarak
belirlenmiştir.
1. Giriş
Günümüzde, Hızlı Teşhis Testleri, bulaşıcı
hastalıkların ve bazı kolaylıkla belirti göstermeyen
hastalıkların teşhislerinde önemli bir araç olarak
sıklıkla kullanılmaya başlanmıştır. Bu testler, çok kısa
sürede sonuç verebilen bir teşhis testidir. Hastadan
alınan kan, dışkı, tükürük gibi örneklerle kolayca
uygulanabilirler [1, 2]. Günümüz hastalıklarının
çoğunun bulaşıcı hastalıklar ve kronik hastalıklar
oluştururlar. Bu tür hastalıklar sıkı bir şekilde
incelenmeli ve bu inceleme sonuçları kayıt altına
alınmalıdır. Hızlı Teşhis Testlerinin analizlerinde,
yüksek teknolojiye sahip herhangi bir laboratuvar
cihazına ya da mikroskoba ihtiyaç duyulmaz. Bu
testlerin incelemeleri ve sonuçlarının analizleri
laboratuvardaki
teknisyenler
aracılığıyla
değerlendirilmektedir. HTT testleri ile adeno-virüs,
rota-virüs, sıtma, HIV gibi hastalıkların teşhisi
yapılabilmektedir. Öte yandan, kan şekeri ölçümü,
gebelik testi gibi fizyolojik unsurlar içeren testler de
yapılabilmektedir
[3].
Özellikle
laboratuvar
imkânların kısıtlı olduğu ve tecrübeli medikal
çalışanların bulunmadığı durumlarda, Hızlı Teşhis
Testleri, hastalıkların teşhisinde ve sonrasındaki tedavi
aşamasında büyük bir öneme sahiptir [4, 5].
Bu medikal imkânların gelişmesinin yanında,
bilgisayar ve mobil teknolojileri de, son çağda hızla
gelişmiş ve hala gelişimini sürdürmektedir. Bu
teknoloji ürünlerinin medikal amaçlarla kullanımı da
bu gelişmelere paralel artış göstermiştir. Bu
kullanımlar sonucunda, sağlık sektöründeki teşhis ve
tedavi metotları da gelişmiş ve bu sektörde kalite de
yüksek oranlarda artmaya başlamıştır. Geçmişte
insanlardan kaynaklanan hatalar yüzünde birçok
insana yanlış teşhis konulmuş, yanlış tedaviler
uygulanmıştır. Bu durumun sonucunda birçok can
kaybı veya hayat standardında düşmeler meydana
gelmiştir. Son çağda, bilgisayar destekli sistemlerin
de kullanılmaya başlamasıyla, bu hatalar, en aza
indirilmeye başlanmıştır [6].
Günümüzde, HTT’nin sonucuna yönelik oluşturulmuş
karar mekanizmaları, insanı temel alan ve sadece göz
ile analize dayanan ve sonucunda teşhis koymaya
yöneliktir. Bu sebepten, insandan kaynaklanan
hataların sonucunda yanlış teşhis ve sonrasında da
yanlış
tedavilerin
uygulanması
durumlarıyla
karşılaşabilmek kaçınılmazdır. HTT testlerinde,
genelde, çizgilerin biri veya birkaçının varlığının,
gözlem yaparken kaçırılması nedeniyle oluşan yanlış
negatif test sonuçları ile karşılaşılmaktadır. Bu durum,
çizgilerin
yeterince
belirgin
olmamasından
kaynaklanmış olup, pozitif olması gereken sonuç,
insan hatasından kaynaklanan yanlış teşhis ile negatif
olarak nitelendirilebilmektedir. Bu problemi ortadan
kaldırmak için son yıllarda, genelde HTT testlerinin
üreticileri tarafından, HTT testlerinin sonucuna
yönelik, otomatik HTT okuyucular tasarlanmaya
başlamıştır. Bu okuyucular genellikle, kontrol ve test
çizgisinin varlığına yönelik test yapmaktadırlar [7, 8].
Ürün olarak veya tasarım halinde bulunan HTT
okuyucuların büyük bir kısmı, belirli ürünler, markalar
ve modellerle uyumlu çalışabilmekte ve fiyatları da
yüksek olan ürünlerdir.
Mobil ürünlerin gelişimleriyle birlikte, HTT
okuyucular alanında cep telefonunun kullanıldığı
birçok çalışma yapılmış ve bunların sayısı her geçen
UBİCTUS 2016
33
gün artmaktadır [3, 8]. Ne yazık ki, cep telefonu ile
bütünleşmiş olarak çalışabilen veya direkt olarak cep
telefonu ile çalışabilen HTT okuyucuların büyük bir
kısmı hala yüksek fiyatlara mal olmakta ve
satılmaktadır.
Bu çalışmada, dizüstü bilgisayar tabanlı otomatik bir
HTT test okuyucu tasarlanmıştır. Sistem, üç boyutlu
çizim programında özel olarak tasarlanmış, üç boyutlu
yazıcıda üretilmiş ve düşük maliyete sahip bir HTT
tutucu aparatına sahiptir. Otomatik analiz için alınan
görüntüler, bu aparat sayesinde alınmıştır. Bu
sistemde görüntüleme ve analiz yöntemleri diz üstü
bilgisayar üzerinde gerçekleştirilmiştir. Kullanılan
bilgisayar, Windows işletim sistemine sahip ve
MATLAB programının çalışma yapılandırmasını
sağlayan piyasada rahatlıkla bulunabilecek bir
bilgisayardır. Görüntü elde edildikten sonra görüntü
işleme, analiz ve karar mekanizmaları MATLAB
programı ile gerçekleşmiştir. İkinci kısımda, sistemin
çalışma metotları yer almaktadır. Burada, ilk olarak
görüntünün nasıl elde edildiği, ikinci olarak görüntü
işlemenin nasıl yapıldığı ve karar mekanizmasının
nasıl çalıştığı ve son kısımda da sonuçlar ve bunların
değerlendirmeleri açıklanmıştır.
2.
Metot
Hızlı Teşhis Testi okuyucu platformu iki ana
basamaktan meydana gelir. Bunların ilki, üç boyutlu
yazıcıda üretilmiş, düşük maliyetli, hafif ve kompakt
olan HTT tutucu aparatıdır. Diğer basamak ise
MATLAB programının üzerinde çalışabileceği
yapılandırmaya sahip olan ve üzerinde dâhili kamerası
olan bir dizüstü bilgisayardır. Bu sistem diğer işletim
sistemine sahip olan bilgisayarlarda da çalışabilir. Bu
sistemde, Windows işletim sistemine sahip bir
bilgisayar kullanılmıştır. Platform, aynı özelliklere
sahip diğer marka ve modele sahip ürünler de
çalışabilir [9]. HTT tutucu aparatı, daha iyi bir
odaklama sağlamak genel olarak görüntüde meydana
gelebilecek olası kaymaları engellemek üzere
tasarlanmıştır. Bu aparat bunların yanında, görüntünün
ilgili alanını (ROI: Region of Interest) ve bu alanda
var olan çizgilerin belirlenmesini de kolaylaştırmıştır.
Rota virüs, yetişkinler ve çocuklarda akut ishal
hastalıklarına sebep olmaktadır. Adeno virüs ise
ansefalit (beyin iltihabı), sarılık, zatürre, ishal gibi
hastalıklara neden olan tehlikeli bir virüs türüdür. Bu
sistemde kullanılan HTT, bu hastalık yapan iki virüs
için aynı anda sonuç verebilecek şekilde üretici
tarafından tasarlanmıştır.
Şekil 1’de üç farklı HTT test sonucu görülmektedir.
ROI bölgesi, HTT’nin ortasında yer alan kare
şeklindeki bölgedir ve teste dair sonuçların ortaya
çıktığı ve görüldüğü yer de yine burasıdır. ROI’de, en
alttaki çizgiler testin kontrol çizgileridir. Eğer bu çizgi
testin uygulanması sonrasında yok ise testin sonucu
geçersizdir (Şekil 1c).
34
(a)
(b)
(c)
Şekil 1: Adeno- Rota virüs HTT sonuçları. (a) Adeno
ve rota negatif sonuç. (b) Rota pozitif sonuç. (c)
geçersiz sonuç.
Eğer yalnızca bu çizgi var ise sonuç iki virüs türü için
de negatiftir (Şekil 1a). Eğer ROI’nin ortasında veya
başka bir deyişle HTT’nin sol tarafındaki 2 yazan
bölgenin hizasında ise sonuç rota pozitiftir (Şekil 1b).
En üst bölgede çizgi belirirse sonuç adeno pozitiftir.
Okuyucu platformun çalışma prensibi Şekil 2’deki
diyagramda kısaca anlatılmıştır. İlk olarak, tutucu
aparat kameranın önüne görüntü almak için
yerleştirilir. Sonrasında, HTT testi hastadan alınan
örneğin geldiği kısım yukarıya gelecek şekilde
tutucunun içerisine konulur. Bunun sonucunda,
hastadan alınan örneğin tutucu aparatını kirletmesi
önlenmiş veya en aza indirilmiş olur. Yerleştirmeyi de
yaptıktan sonra, HTT görüntüsü alınır. Alınan
görüntü, bilgisayar üzerinde çalışan görüntü işleme
teknikleri ile iyileştirilir ve sonrasında test otomatik
olarak sonuçlandırılır.
Şekil 2: Sistemin genel çalışma basamakları
3. Görüntü alma
Tutucu bilgisayarın kamerasına sabitlenir ve tutucuya
HTT yerleştirildikten sonra görüntü kamera sayesinde
alınır. Şekil 3’te dizüstü bilgisayar aracılığıyla örnek
bir HTT görüntüsü alma işlemi görülmektedir.
Görüntü alındıktan sonra, sırasıyla görüntü işleme,
karar mekanizması ve sonuç üretme mekanizması
UBİCTUS 2016
sistem tarafından otomatik ve gerçek zamanlı olarak
gerçekleştirilmektedir.
Sonuçlar teşhis edildikten sonra, bu sonuçlar otomatik
olarak bilgisayara, hastanın numarası ve bilgileriyle
birlikte kaydedilir. İsteğe bağlı olarak hastanın
hekimine bu bilgiler elektronik posta yoluyla
gönderilir.
5. Sonuçlar ve değerlendirme
Şekil 3: Sistemin HTT görüntü alma platformu
4. Görüntü işleme ve karar mekanizması
Görüntü işleme işlemlerinin adımları Şekil 2’te mavi
renkli olarak görülmektedir. Dizüstü bilgisayarların
kameraları 24 bitlik renkli görüntü almaktadır. İlk
olarak görüntü 8 bitlik gri seviyeye dönüştürülür.
Sonrasında, görüntüdeki yüksek parlaklığa sahip olan
piksellerden kurtulmak ve arka plan gürültülerini
bastırmak için görüntüye Gaussian alçak geçiren
süzgeç uygulanır. Görüntü daha yumuşak bir hal alır.
Tutucu aparatı, kameranın her zaman aynı bölgeyi
almasını sağladığı için HTT görüntüsü her zaman aynı
piksel koordinatlarına yerleşecektir. İlgili alanın
oturduğu piksel koordinatları da hep aynı olmaktadır.
Bu sayede ROI kolaylıkla elde edilebilmektedir.
Oluşabilecek ufak kaymalar ROI’nin ve çizgilerin
varlığını etkilememektedir.
Şekil 3’teki gibi bir HTT’nin alınan görüntüsündeki
ROI’nin içinden, önceden belirli aralıklarla
belirlenmiş sütunları için, bu sütunlarla kesişen bütün
satırlarının ortalaması alınarak yukardan aşağı doğru
bir sütün vektörü, diğer bir deyişle, bir yoğunluk
spektrumu oluşturulur. Bu ortalama sütun vektöründe,
çizgilerin bulunduğu yerlerde düşük parlaklık
seviyesine doğru tepeler oluşur. Bu tepeler, otomatik
olarak önceden belirlenmiş bir eşiğe göre belirlenir.
Bu eşikleme sayesinde, çizgilerin varlığı ve gerçek
yerleri bulunur ve bu verilere göre test sonuçlandırılır.
ROI’ye ait parlaklık spektrumuna uygulanan eşikleme
sonucuna göre;
-
Eğer kontrol çizgisi bölgesinde bir çizgi
yoksa sonuç geçersizdir.
Yalnızca kontrol çizgisi varsa sonuç
negatiftir.
Kontrol çizgisiyle beraber ortada bir çizgi
daha varsa sonuç rota pozitiftir.
Kontrol çizgisiyle beraber üst tarafta bir
çizgi varsa sonuç adeno pozitiftir.
Bu çalışmada, otomatik değerlendirilmeler sonucunda
görüntüleri dizüstü bilgisayar ile alınan HTT’lerin
analiz işlemleri gerçekleştirilmiştir. Bu sonuçların
hastanın hekimine elektronik posta aracılığıyla
gönderilmesi de sağlanarak hekim hastanede olmasa
bile, hastalarına ait bilgilere uzaktan erişebilmesi de
sağlanmıştır. Bu sistem sayesinde Hızlı Teşhis
Testleri dijital olarak değerlendirilmiş olup göz ile
değerlendirmelerden
kaynaklanabilecek
yanlış
sonuçlar da ortadan kaldırmıştır. Ayrıca, hasta ve
sonuç bilgilerin dijital olarak kaydedilmesi ile
hastalıklar hakkında istatistiksel bilgi veri tabanının
oluşabilmesi de sağlanabilir. Bir bölgeye dair
hastalığın yayılımı, istenen zaman aralıklarında
incelenerek, olası gelecek senaryolar üretilebilir ve bu
konuda gerekli tedbir ve önlemlerin alınması
sağlanabilir. Yapılan çalışmada, 75 adet Adeno-Rota
virüs HTT için analiz yapılmış ve laboratuvar
teknisyenlerin yaptıkları değerlendirme sonuçlarıyla
da karşılaştırılmıştır. Sistemin otomatik ürettiği
sonuçların, teknisyenlerin manuel değerlendirdikleri
sonuçların tamamı ile örtüştüğü gözlemlenmiştir.
Teknisyenler, geliştirilen bu sistemin kullanışlı
olduğunu, değerlendirmelerinin şu anki sistemlerden
daha kolay olabileceğini ve daha kısa sürede
sonuçların üretilebileceğini bildirmişlerdir.
6. Kaynaklar
[1] P. Yager, T. Edwards, E. Fu, K. Helton, K. Nelson,
M. R. Tam, and B. H. Weigl, Microfluidic
diagnostic technologies for global public health,
Nature. 442 (2006) 412–418.
[2] S. Banoo, D. Bell, P. Bossuyt, A. Herring, D.
Mabey, F. Poole, P. G. Smith, N. Sriram, C.
Wongsrichanalai, and R. Linke, Evaluation of
diagnostic tests for infectious diseases: general
principles, Nat. Rev. Micro. 8(12) (2008) 16–28.
[3] R. Sista, Z. Hua, P. Thwar, A. Sudarsan, V.
Srinivasan, A. Eckhardt, M. Pollack, and V.
Pamula, Development of a digital microfluidic
platform for point of care testing, Lab Chip. 8
(2008) 2091–2104.
[4] A. Carrio, C. Sampedro, J. L. Sanchez-Lopez, M.
Pimienta and P. Campoy, Automated low-cost
smartphone-based lateral flow saliva test reader for
drugs-of-abuse detection, Sensors. 15 (2015)
29569-29593.
[5] W. Lee, G., Y.G. Kim, B.G. Chung, U. Demirci,
and A. Khademhosseini, Nano/Microfluidics for
diagnosis of infectious diseases in developing
UBİCTUS 2016
35
countries, Adv. Drug Delivery Rev. 62 (2010)
449–457.
[6] A.D. Black, J. Car, C. Pagliari, C. Anandan, K.
Cresswell, et al. The Impact of eHealth on the
Quality and Safety of Health Care: A Systematic
Overview, PLoS Med 8(1): e1000387. doi:
10.1371/journal.pmed.1000387, 2011.
[7] S. Kim, and J.-K. Park, Development of a test strip
reader for a lateral flow membrane-based
immunochromatographic
assay,
Biotechnol.
Bioprocess Eng. 9 (2011)127-131.
[8] O. Mudanyali, S. Dimitrov, U. Sikora, S.
Padmanabhan, I. Navruz, and A. Ozcan, Integrated
rapid-diagnostic-test reader platform on a
cellphone, Lab Chip. 12 (2012) 2678–2686.
[9] H. Ozkan and O. S. Kayhan, A Novel Automatic
Rapid Diagnostic Test Reader Platform,
Computational and Mathematical Methods in
Medicine,
vol.
2016
(2016)
1-10.
doi:10.1155/2016/7498217
Teşekkür
Bu çalışmadaki veriler İstanbul Üniversitesi Tıp
Fakültesi Hastanesi Mikrobiyoloji Laboratuarı’ndan
alınmıştır. Mikrobiyoloji laboratuarı sorumlusu Prof.
Dr. Betigül Öngene ve Araştırmacı Kaniye Ataseven’e
teşekkür ederiz.
36
UBİCTUS 2016
Ultrason Yöntemiyle Soket İçi Görüntüleme Sistemi
Frank C. Sup1, Ulvi Başpınar2, Andrew Lapre1
1
University of Massachusetts Amherst, Engineering Fac. Mechanical Engineering Dept.
2
Marmara Üni. Teknoloji Fak. Elektrik-Elektronik Müh. Böl.
1. Giriş
Bireyler arasındaki farklılıklar soket tasarımı ve kullanımında kaynaklanan problemlerin başında gelmektedir.
Soket arabirim karakteristiklerini ölçmede yaşanan zorluklar nedeniyle prostetistlerin elinde soketin
uygunluğunu test edebilecek yeterli bilgi bulunmamaktadır. Zorunlu durumlarda Manyetik Rezonans
Görüntüleme(MRG) teknikleri kullanılabilmektedir fakat bunlarda hareket halinde doku ve kemikte oluşan
yükleme etkisini ölçmede yetersiz kalabilmektedirler. Sonuç olarak soketin uygunluğu tamamen prostetistin
uzmanlığı ve tecrübesine kaldığı için engelliler başlangıçta birçok kez prostetiste tekrar tekrar gidip prostetistin
gerekli ayarları yapmasını beklemektedirler. Bu çalışmada Mod-A ultrason kullanılarak hareket halinde kemik
ve soketin arasındaki ilişkinin gözlemlenmesi amaçlanmaktadır. Elde edilen ölçüm sonuçları uzmanlarca
değerlendirilerek daha sorunsuz kullanaımı kolay ve acı vermeyen soket tasarımları yapılmasının önü açılacaktır.
Bu alanda yapılan önceki çalışmalar genellikle protez soketinin kesik olan uzva uyguladığı basıncı ölçmek
üzerine yoğunlaşmıştır. D.A Boone ve arkadaşları kuvvet algılayıcı ve eğim algılayıcı ile yürüyüş anında
moment değişimlerini ölçmüştür. A. Schiff ve arkadaşları 6 bileşen ölçebilen kuvvet algılayıcılar yardımıyla 3
boyutlu olarak soketin uzva uyguladığı kuvvet bileşenlerini ölçmüştür. Bu çalışmalara ek olarak kesik olan
uzuvdaki yumuşak dokuda oluşan etkileri tahmin etmek için sonlu eleman modelleme yöntemi ile ilgili
çalışmalarda mevcuttur.
Bu çalışmada kullanılan yöntem ile prostetistler soket ve yumuşak doku arasındaki etkileşime gerçek zamanlı
olarak bakma imkanına kavuşacaktır. Elde edilecek verilerde protez performansını en yüksek seviyeye
çıkartabilecektir. Geliştirilen sistem sayesinde elde edilecek veriler uzun bir süreç içinde engelli kişinin protez
kullanma ve memnuniyet düzeyi hakkında uzmanlara veri sağlaması bakımından da ayrıca önem arz etmektedir.
Bu çalışmada Mod-A tabanlı soketler için kemik hareketlerinin gözlemlenmesini sağlayacak bir sistem
tanıtılmıştır. Test ölçümleri ekibimiz tarafından tasarlanan fantom(organ modeli) içinde bulunan humerus
kemiğinin uzaklığı yine ekibimiz tarafından geliştirilen elektronik kart ile başarılı bir şekilde ölçülmüştür.
Geliştirilen elektronik kart 1 adet ultrasonik dönüştürücüyü desteklemekte ve ölçülen verileri kablosuz olarak
istenen ortama aktarabilmektedir.
2. Metotlar
2.1 Sistemin Genel Yapısı
Sistemin genel blok diyagramı Şekil 1.1 de gösterilmektedir. Ultrasonik dönüştürücü en anlamlı verinin alınacağı
noktaya yerleştirilir. Ultrasonik dönüştürücü ve elektronik kart arasındaki bağlantı koaksiyel kablo ile sağlanır.
Gerekli bütün sinyal işleme geliştirilen kart üzerinde gerçekleştirilir ve kemiğe ait uzaklık bilgisi
mavidiş(bluetooth) modülü aracılığıyla PC veya tablete aktarılır. Bütün sistemin enerjisi pil ile sağlanır
dolayısıyla taşınabilir bir sistemdir.
Şekil 1.1 de tasarlanan elektronik kartın blok diyagramı gösterilmektedir. Sistem 6 ana modülden oluşmaktadır:
besleme birimi, darbe üretici ve anahtarlama birimi, analog ön işlemci birimi(ÖİB), analog sinyal şekillendirici
birimi mavidiş birimi ve sayısal sinyal denetleyici (SSD) birimi.
Besleme birimi elektronik kartın ihtiyacı olan bütün regüle edilmiş gerilimi sağlamaktadır. Elektronik kartın
üzerinde 5V, -5V, 3.3V ve 60-100V ‘luk voltaj değerlerine ihtiyaç vardır. Darbe üretici ihtiyaç duyulan yüksek
voltaj PWM tabanlı yükseltici(boost) devre ile elde edilir ve potansiyometre yardımıyla voltaj değeri 60V ile
100V arasında ayarlanabilir.
Darbe üretici ve anahtarlama biriminde ultrasonik darbe üretici ±70 V luk bir kanala sahiptir ve tek-elemanlı
ultrasonik transdüserleri kontrol girişlerine bağlı olarak sürebilmektedir. Verici/Alıcı anahtarlama devresi
elektriksel olarak izole edilmiş kanallara sahiptir ve analog ön işlemci birimi için ±130 V a kadar koruma
sağlamaktadır.
UBİCTUS 2016
37
Şekil 1.1 Sistemin Genel Blok Diyagramı
Analog Ön işlemci biriminin amacı yansıyan ultrasonik sinyallerin yükseltilmesini sağlamaktır ve 8 girişe kadar
destek vermektedir. İlgili girişlerine uygun voltajı vererek yükseltme oranı ayarlanabilmektedir ve çıkışında
gürültüden fazla etkilenmemesi amacıyla farksal çıkış vermektedir.
Analog sinyal şekillendiricisinin temel amacı farksal çıkışı tek sonlu çıkışa çevirmek ve yükseltilmiş analog
yansıma sinyalini SSD girişine’ ye uygun hale getirmektir.
MD birimi SSD ile PC veya tablet arasındaki iletişimi kurmakla sorumludur. MD biriminde Microchip
firmasının RN42 düşük güç MD entegresi kullanılmıştır. Haberleşme protokolü olarak UART seri veri protokolü
kullanılmıştır.
Tasarlanan elektronik kartta SSD birimi karttaki bütün süreci kontrol etmektedir. Bu birim PIC 32MZ ailesinden
bir SSD temel işlevi üstlenmektedir. PIC 32MZ ailesi 32 bit mimariye sahiptir ve 200 Mhz hızda çalışmaktadır.
SSD, 48 adet 12 bit A/D çevirici içermekte ve 18 MSPS ile örnekleme yapabilmektedir. Ayrıca 9 adet giriş
kenetleme (Input Capture) ozelliğine sahiptir.
Sistem Özellikleri
 Tek-elemanlı ultrason dönüştürücüsüne sahiptir.
 Çıkış bant genişliği :1-8 Mhz
 Çıkış gücü: 60Vpp ile 100Vpp arasında ayarlanabilir.
 Kablosuz haberleşmeyi desteklemektedir.
 PIC 32MZ serisi Sayısal Sinyal Denetleyicisi
 9 adet Giriş kenetleme özelliği
 48 adet 12 bit ADC giriş ve 18MSPS hızında örnekleme
 Taşınabilir bir sistem.
2.2 Ultrason Dönüştürücü Özellikleri
Bu çalışmada tek elemanlı ultrason dönüştürücü kullanıldı. Tek elemanlı ultrason dönüştürücüler bir kılıf içinde
sadece bir tane kristal içerirler. Ses enerjisi bir kristal aracılığıyla iletilir ve algılanır. Çalışmada kullanılan
dönüştürücün nominal çalışma frekansı 2.25 MHZ’dir. Elektronik kart ile dönüştürücü arasındaki bağlantı 50Ω
luk empedansa sahip koaksiyel kablo ile yapılmıştır.
38
UBİCTUS 2016
3. Sistemin Tanımı ve Teorisi
Ultrasonik dönüştürücüler (UD) çalışma frekanslarına göre sürülmelidir. Bu çalışmada UD, 60 V luk darbeler ile
aktif hale getirilmiştir. Darbe genişliği 450 ns olarak ayarlandı ve darbelerin tekrarlama süreside 40 ms olarak
ayarlandı. Yansıyan sinyaller anahtar devresi ile kırpılarak analog ön işlemci devresinin yüksek gerilimden
korunmasını sağlar. Analog ön işlemci devresi sahip olduğu düşük gürültülü yükselteçler ve ayarlanabilir
kazanca sahip yükselteçler ile yansıyan sinyali yükseltir. Kullanıcı kazancı 3dB ile 35 dB arasında kontrol
edebilir.
Analog ön işlemci biriminden sonraki aşamada analog sinyal şekillendirici birim ilk olarak girişinde farksal
olarak bulunan sinyali tek sonlu sinyale çevirdikten sonra elde edilen sinyal SSD’nin darbe yakalama girişine
uygun hale gelmesi için sayısal darbelere çevrilir. Bu birimde denklem 1 de verildiği gibi eşik tabanlı bir filtre
uygulanır.
( )
{
( )
( ( )
(1)
Denklemde y çıkış sinyali, s yansıma sinyalini ve t zamanı ifade etmektedir.
Şekil 2.1 de ÖİB’nin çıkışında elde edilen yansıma sinyali ve çıkışın sayısal darbeye çevrilmiş hali
gösterilmektedir.
Şekil 2.1. ÖİB’nin çıkışında elde edilen yansıma sinyali ve çıkışın sayısal darbeye çevrilmiş hali
SSD birimi bütün sinyalleşme, çevresel arabirimlerle haberleşme ve elde edilen verinin saklanmasından
sorumludur. SSD’ de bulunan zamanlayıcılar ve darbe yakalayıcı girişler önemli rol oynamaktadır. SSD üzerinde
toplam 9 zamanlayıcı ve darbe yakalayıcı giriş bulunmaktadır. Darbe yakalayıcı girişler darbenin yükselen
kenarında, düşen kenarında veya seviye tetiklemeli olarak ayarlanabilmektedir. Bir darbe yakalandığı zaman
ilgili zamanlayıcıdaki değer otomatik olarak kaydedicide saklanır.
(2)
UD ile kemik arasındaki mesafe denklem 2’ye göre hesaplanmaktadır. Denklemde x uzaklık, v ses dalgasının
ortamdaki yayılma hızı ve t ses dalgasının yayılma gecikmesini ifade etmektedir. 2 nolu denklem ses dalgası
kemik ile aynı düzlemde ise geçerlidir. Sesin dokuda yayılma hızı 1540 m/s [8] olarak alınmıştır.
3.1 Test Düzeneğinin Özellikleri
Test düzeneği 5 ana parçadan oluşmaktadır. 3D yazıcıda basılmış ve silikonla kaplanmış humerus kemiği, test
soketi, UD tutturma ve odaklama aparatları, taklit kol ve KUKA robotu.
UBİCTUS 2016
39
3d yazıcıda basılmış olan taklit humerus kemiği kolayca şekil verilebildiği, zararlı madde içermediği ve uzun
süre dayanabildiği için silikonla kaplanmıştır. Taklit kol DEKA ARM’ın ağırlık ve boy olarak birebir aynısıdır.
Taklit kolun ağırlığı yaklaşık 3.6 kg ve boyu 45.72 cm ile 50.8 cm arasında ayarlanabilmektedir. Taklit humerus
kemiği ve taklit kolun toplam uzunluğu 76.2 cm’dir.
Şekil 2.2 Test düzeneği ve test için kullanılan parça ve elemanlar
KUKA Robotu 7 serbestlik derecesine sahip bir robot koldur. 14 kg ağırlık taşıyabilir ve 820 mm mesafeye
erişebilmektedir. Robot bütün eklemlerinde tork algılayıcıları ile donatılmıştır.
4.
Sonuçlar
Sistemin performansını test etmek için Şekil 3.1 verilen test düzeneği kurulmuştur. Şekilde test düzeneği ve
düzeneğin parçaları gösterilmektedir. Şekil 3.1 a da gösterilen dikdörtgen PVC malzeme KUKA robotun ucuna
bağlanmış ve robot 1mm/s hızla içi su dolu bir kapta ileri geri hareket ettirilmiştir. Kabın çapı 100mm’dir ve
malzeme 20 mm ile 85 mm arasında hareket ettirilmiş ve sonuçlar kaydedilmiştir.
Şekil 3.1. Test düzeneği ve düzeneği oluşturan parçalar.
40
UBİCTUS 2016
4.1
Su dolu kap içinde yapılan ölçüm sonuçları
Test sonuçları göstermektedir ki tasarlanan sistem tanımlanan yolu maksimum 0.5 mm maksimum hata ile takip
edebilmektedir. Hata kaynağının KUKA robotun ±0.15 mm doğruluk hatasından ve durduktan sonra ilk harekete
geçerken oluşturduğu hızlı ivmelenme hareketinden kaynaklandığı düşünülmektedir.
Şekil 3.2. Su dolu kap içinde yapılan hassasiyet ölçüm sonucu
4.2 Taklit Kol Üzerinde Yapılan Test Sonuçları
Sistemin performansını görmek için taklit kol üzerinde statik ve
dinamik yükleme olmak üzere iki farklı test yapıldı.
Şekil 3.3. Statik yükleme test düzeneği
4.2.1 Statik Yükleme Test Sonucu
KUKA robotu şekil 3.3 te gösterildiği şekilde statik
yükleme yapıldı. KUKA robotun hızı 1mm/s ve açısı 5° olarak
ayarlandı. Uzak ön(anterior) noktasından alınan test sonuçları şekil
3.4 te verilmiştir
Şekil 3.4. Uzak ön noktasından alınan ölçüm sonuçları
4.2.2 Dinamik Yükleme Test Sonucu
Dinamik yükleme test KUKA robota 1 kg ağırlığında bir cisim bağlanmış ve 30° ‘lik bir açıyla aşağı
yukarı 5mm/s ile hareket ettirilmiştir.
5. Sonuç
Bu çalışmada ilk olarak soket içinde kemik hareketlerini gözlemlemek amacıyla tek kanallı ultrason tabanlı
uzaklık ölçme sistemi tasarlanmıştır. İkinci olarak sistemin test edileceği bir taklit kol tasarlanmıştır. İki farklı
UBİCTUS 2016
41
yükleme testi bu tasarlanan taklit kola uygulanmış ve sonuçlar göstermektedirki tasarlanan sistem soket içindeki
kemiğin hareketlerini başarı ile ölçebilmekte ve prostetistlere değerlendirilebilir bu bilgileri sağlayabilecektir.
Şekil 3.5 Dinamik Yükleme testi
Şekil 3.5 Uzak Ön noktasından elde edilen test sonuçları
Referanslar
[1]
D. A. Boone, T. Kobayashi, T. G. Chou, A. K. Arabian, K. L. Coleman, M. S. Orendurff, and M. Zhang,
“Influence of malalignment on socket reaction moments during gait in amputees with transtibial
prostheses,” Gait Posture, vol. 37, no. 4, pp. 620–626, 2013.
[2]
a. Schiff, R. Havey, G. Carandang, a. Wickman, J. Angelico, a. Patwardhan, and M. Pinzur,
“Quantification of Shear Stresses Within a Transtibial Prosthetic Socket,” Foot Ankle Int., vol. 35, no. 8,
pp. 779–782, 2014.
[3]
S. Portnoy, Z. Yizhar, N. Shabshin, Y. Itzchak, A. Kristal, Y. Dotan-Marom, I. Siev-Ner, and A. Gefen,
“Internal mechanical conditions in the soft tissues of a residual limb of a trans-tibial amputee,” J.
Biomech., vol. 41, no. 9, pp. 1897–1909, 2008.
[4]
C. Amstutz, M. Caversaccio, J. Kowal, R. Bächler, L.-P. Nolte, R. Häusler, and M. Styner, “A-mode
ultrasound-based registration in computer-aided surgery of the skull.,” Arch. Otolaryngol. Head. Neck
Surg., vol. 129, no. 12, pp. 1310–1316, 2003.
[5]
S. Heger, F. Portheine, J. A. K. Ohnsorge, E. Schkommodau, and K. Radermacher, “User-interactive
registration of bone with A-mode ultrasound,” IEEE Eng. Med. Biol. Mag., vol. 24, no. 2, pp. 85–95,
2005.
[6]
S. Heger, T. Mumme, R. Sellei, M. De La Fuente, D.-C. Wirtz, and K. Radermacher, “A-mode
ultrasound-based intra-femoral bone cement detection and 3D reconstruction in RTHR.,” Comput. Aided
Surg., vol. 12, no. 3, pp. 168–75, 2007.
[7]
A. Mozes, T. C. Chang, L. Arata, and W. Zhao, “Three-dimensional A-mode ultrasound calibration and
registration for robotic orthopaedic knee surgery,” Int. J. Med. Robot. Comput. Assist. Surg., vol. 6, no.
1, pp. 91–101, 2010.
[8]
H. Kuttruff, Physik und Technik des Ultraschalls. Hirzel Stuttgart, 1988.
42
UBİCTUS 2016

ubictüs 2016 - Fsmvü Panel - Fatih Sultan Mehmet Vakıf Üniversitesi

Transkript

Benzer belgeler

Fizik-1 Uygulama-5

çeşitli yöntemlerle kurutulmuş hünnaptan bisküvi ve kurabiyeler için

GOT-It 2.0.1 ile Elektromanyetik Sistemlerin

3D Bilgisayar Grafikleri

LDAP Administrator ile Active Directory Yonetimi Active Directory

3. su tasarrufu sağlamanın yolları

Araştırma derinliği Yüzeyden verilen akımın nüfüz derinliği tamamen

volko audıo alaturka drum

kendi cd`ni kendin yap - Müzik Eğitimcileri Sitesi