KONGRE VE SERGİSİ - mmo.org.tr±.pdf · kullanılan doğal ya da sentetik malzemeler olup, sürekli olarak veya belli aralıklarla vücut akışkanlarıyla (örneğin kan) temas

1

tmmob makina mühendisleri odası

II.ULUSAL TIBBİ CİHAZLAR İMALATI SANAYİ

KONGRE VE SERGİSİ

19 – 20 EKİM 2007 / SAMSUN

_____________________

BİLDİRİLER

_____________________

2

3

TMMOB MAKİNA MÜHENDİSLERİ ODASI II. ULUSAL TIBBİ CİHAZLAR İMALATI SANAYİ KONGRE VE SERGİSİ SAMSUN, 19 – 20 EKİM 2007

TIP ALANINDA BİYOMALZEME KULLANIMI

Uğur EŞME

Mersin Üniversitesi Tarsus Teknik Eğitim Fakültesi Tarsus/MERSİN Tel: 0 324 627 48 04 e-posta: [email protected]

1. Biyomalzemenin Tarihçesi

Günümüzde büyük ilerlemelerin kaydedildiği bilim dallarından biri olan “biyomalzeme biliminde”, biyolojik sistemlerle etkileştiğinde uyum sağlayabilecek yeni malzemelerin geliştirilmesi için yoğun çaba harcanmakta. Biyomalzemeler, insan vücudundaki canlı dokuların işlevlerini yerine getirmek ya da desteklemek amacıyla kullanılan doğal ya da sentetik malzemeler olup, sürekli olarak veya belli aralıklarla vücut akışkanlarıyla (örneğin kan) temas ederler. Bilimsel anlamda yeni bir alan olmasına karşın, uygulama açısından biyomalzeme kullanımı tarihin çok eski zamanlarına kadar uzanmakta. Mısır mumyalarında bulunan yapay göz, burun ve dişler bunun en güzel kanıtları [1].

Altının diş hekimliğinde kullanımı, 2000 yıl öncesine kadar uzanmakta. Bronz

ve bakır kemik implantlarının kullanımı, milattan önceye kadar gitmekte. Bakır iyonunun vücudu zehirleyici etkisine karşın 19. yüzyıl ortalarına kadar daha uygun malzeme bulunamadığından bu implantların kullanımı devam etmiş. 19. yüzyıl ortasından itibaren yabancı malzemelerin vücut içerisinde kullanımına yönelik ciddi ilerlemeler kaydedilmiş. Örneğin 1880’de fildişi protezler vücuda yerleştirilmiş. İlk metal protez, vitalyum alaşımından 1938’de üretilmiş. 1960’lara kadar kullanılan bu protezler, metal korozyona uğradığında ciddi tehlikeler yaratmış. 1972’de alumina ve zirkonya isimli iki seramik yapı herhangi bir biyolojik olumsuzluk yaratmaksızın kullanılmaya başlanmış, ancak inert yapıdaki bu seramikler dokuya bağlanamadıklarından çok çabuk zayışamışlar. Aynı yıllarda Hench tarafından geliştirilen biyoaktif seramikler, (örneğin biyocam ve hidroksiapatit) ile bu problem çözülmüş bulunuyor [1].

İlk başarılı sentetik implantlar, iskeletteki kırıkların tedavisinde kullanılan kemik

plakalarıydı. Bunu 1950’ler kan damarlarının değişimi ve yapay kalp vanalarının geliştirilmesi, 1960’larda da kalça protezleri izledi. Kalp ile ilgili cihazlarda esnek yapılı sentetik bir polimer olan poliüretan kullanılırken, kalça protezlerinde paslanmaz çelik öne geçti. Bunun yanısıra, ilk olarak 1937’de diş hekimliğinde kullanılmaya başlanan poli (metilmetakrilat) (diş akriliği olarak da bilinir) ve yüksek molekül ağırlıklı polietilen de kalça protezi olarak kullanıldı. II. Dünya Savaşından sonra, paraşüt bezi (Vinyon N adıyla bilinen poliamid) damar protezlerinde kullanıldı. 1970’lerde ilk sentetik, bozunur yapıdaki ameliyat ipliği, poli (glikolik asit)’den üretildi. Kısacası, son 30 yılda 40’ı aşkın metal, seramik ve polimer, vücudun 40’dan fazla değişik parçasının onarımı ve yenilenmesi için kullanıldı. Biyomalzemeler, yalnızca implant olarak değil, ekstrakorporeal cihazlarda (vücut dışına yerleştirilen ama vücutla etkileşim halindeki cihazlar), çeşitli eczacılık ürünlerinde ve teşhis kitlerinde de yaygın olarak

mailto:[email protected]

4

kullanılmakta. Günümüzde, yüzlerce firma tarafından çok sayıda biyomalzeme üretilmekte. 2700’ü aşkın çeşitte tıbbi cihaz, 2500 kadar farklı teşhis ürünü ve yaklaşık 39.000 civarında değişik eczacılık ürünü, bu teknolojinin en büyük pazarını oluşturuyor. Ancak, halen biyomalzemeden kaynaklanan aşılamamış sorunlar da var. Bunların çözümünde doku mühendisliği ve gen tedavisi alternatif yaklaşımlar sunuyorlar. Özellikle nanoteknoloji, bilişim teknolojileri ve fabrikasyon yöntemlerindeki gelişmelere paralel olarak daha mükemmel biyomalzemelerin geliştirilmesi hedefleniyor [1]. 2. Biyomalzemeler

Biyomalzemeler, insan vücudundaki canlı dokuların işlevlerini yerine getirmek ya da desteklemek amacıyla kullanılan doğal ya da sentetik malzemeler olup, sürekli olarak veya belli aralıklarla vücut akışkanlarıyla temas ederler. Biyomalzemeler, insan vücudunun çok değişken koşullara sahip olan ortamlarında kullanılır. Biyomalzemelerin tüm bu zor koşullara dayanıklı olması gerekir. Son 30 yıl içinde biyomalzeme/doku etkileşimlerinin anlaşılması konusunda önemli bilgiler elde edilmiş bulunmaktadır. Biyouyumlu olan malzemeler, biyomalzeme olarak adlandırılmış ve biyouyumluluk; uygulama sırasında malzemenin vücut sistemine uygun cevap verebilme yeteneği olarak tanımlanmıştır. Biyouyumluluk, bir biyomalzemenin en önemli özelliği. Biyouyumlu, yani “vücutla uyuşabilir” bir biyomalzeme, kendisini çevreleyen dokuların normal değişimlerine engel olmayan ve dokuda istenmeyen tepkiler (iltihaplanma, pıhtı oluşumu, vb) meydana getirmeyen malzemedir. Wintermantel ve Mayer bu terimi biraz genişleterek biyomalzemenin yapısal ve yüzey uyumluluğunu ayrı ayrı tanımlamışlar. Yüzey uyumluluğu, bir biyomalzemenin vücut dokularına fiziksel, kimyasal ve biyolojik olarak uygun olmasıdır. Yapısal uyumluluk ise, malzemenin vücut dokularının mekanik davranışına sağladığı optimum uyumdur. Biyouyumluluğu yüksek olan malzemeler, bedene yerleştirilebilir cihazların hazırlanmasında kullanılırlar [2]. Tablo 1’de implant cihazlarda kullanılan çeşitli doğal ve sentetik malzemelere örnekler verilmiştir [1].

5

Tablo1. İmplant cihazlarda kullanılan doğal ve sentetik malzemeler[1]

Biyouyumluluğu yüksek olan malzemeler, seramikler, polimerler ve kompozit malzemeler olarak gruplandırılabilir. Alüminyum oksit, biyoaktif cam, karbon ve hidroksiapatit (HA) biyouyumlu seramik malzemelere örnek olarak verilebilir. Biyomalzeme olarak kullanılan metaller ve alaşımlar ise, altın, tantal, paslanmaz çelik ve titanyum alaşımları. Polietilen (PE), poliüretan (PU), politetraşoroetilen (PTFE), poliasetal (PA), polimetilmetakrilat (PMMA), polietilenteraftalat (PET), silikon kauçuk (SR), polisülfon (PS), polilaktik asit (PLA) ve poliglikolik asit (PGA) gibi çok sayıda polimer, tıbbi uygulamalarda kullanılmaktadır. Her malzemenin kendine özgü uygulama alanı mevcuttur. Polimerler, çok değişik bileşimlerde ve şekillerde (lif, film, jel, boncuk, nanopartikül) hazırlanabilmeleri nedeniyle biyomalzeme olarak geniş bir kullanım alanına sahiptirler. Metaller, sağlamlıkları, şekillendirilebilir olmaları ve yıpranmaya karşı dirençli olmaları nedeniyle biyomalzeme olarak bazı uygulamalarda tercih ediliyorlar [2]. Metallerin olumsuz yanlarıysa, biyouyumluluklarının düşük olması, korozyona uğramaları, dokulara göre çok sert olmaları, yüksek yoğunlukları ve alerjik doku reaksiyonlarına neden olabilecek metal iyonu salımı gibi özellikleridir. Seramikler, biyouyumlulukları son derece yüksek olan ve korozyona dayanıklı malzemelerdir. Fakat bu avantajlarının yanı sıra, kırılgan, işlenmesi zor, düşük mekanik dayanıma sahip, esnek olmayan ve yüksek yoğunluğa sahip malzemelerdir. Homojen özellik gösteren ve kullanım açısından dezavantajlara sahip olan tüm bu malzeme gruplarına alternatif olarak da kompozit malzemeler geliştirilmiştir [1-2].

6

2.1. Metalik Biyomalzemeler

Biryandan ortopedik uygulamalarda eklem protezi ve kemik yenileme malzemesi olarak kullanılırken, diğer yandan yüz ve çene cerrahisinde, örneğin diş implantı gibi, ya da kalp damar cerrahisinde yapay kalp parçaları, kateter, vana, kalp kapakçığı olarak da kullanılan malzemeler Metalik Biyomalzeme olarak adlandırılmaktadır. Metallerin biyomalzeme pazarındaki en büyük payınıysa teşhis ve tedavi amaçlı aygıtların metalik aksamları oluşturuyor [1].

2.1.1. Metalik Biyomalzemelerin Sınıflandırılması

Metallerin biyolojik ortama uygunluğu vücut içerisinde korozyona uğramalarıyla doğrudan ilgilidir. Korozyon, metallerin çevreleriyle istenmeyen bir kimyasal reaksiyona girerek oksijen, hidroksit ve diğer başka bileşikler oluşturarak bozunması. İnsan vücudundaki akışkan, su, çözünmüş oksijen, klorür ve hidroksit gibi çeşitli iyonlar içerir. Bu nedenle, insan vücudu biyomalzeme olarak kullanılan metaller için oldukça korozif bir ortamdır. Malzeme, korozyon sonucunda zayıflar, daha da önemlisi korozyon ürünleri doku içerisine girerek hücrelere zarar verirler. Soy metallerin korozyona karşı direnciyse mükemmel. Biyomalzeme olarak kullanılan metallerin önemli olanları aşağıda sıralanıyor [1].

Çelik: Karbon oranı en çok %2.06 ve içerdiği demir oranı diğer elementlerin

hepsinden fazla olan, karbondan başka elementler de içeren demir sementit alaşımlardır [3]. İki türü bulunuyor. Demir, karbon ve eser miktarda fosfor, silisyum ve mangandan oluşan çelik, karbon çeliği olarak adlandırılıyor. %1’den daha düşük karbon içeriğine sahip ve diğer metaller ve ametalleri de içerecek şekilde hazırlanan çelikse alaşım çeliği. Bu gruptaki çelikler, karbon çeliğine göre daha pahalılar ve işlenmeleri de daha zor. Ancak, korozyon ve ısıl dirençleri çok daha yüksektir. Alaşım çelikleri, alüminyum, krom, kobalt, bakır, kurşun, mangan, molibden, nikel, fosfor, silisyum, kükürt, titanyum, tungsten ve vanadyum içerebilirler. Alüminyum, aşınmaya karşı direnci artırırken, yüksek miktarlarda eklenen krom, korozyon direncini ve ısıl direnci artırır. Bu tür çelikler, “paslanmaz çelik” olarak adlandırılır [1]. Paslanmaz çelikler, aşınma dirençleri ve 550 oC’ye kadar oksitlenme dirençleriyle bilinen makine parçalarının en önemli sınıfıdır [4]. Paslanmaz çeliğin yüzeyinde oluşan ince fakat yoğun kromoksit tabakası korozyona karşı yüksek dayanım sağlar ve oksidasyonun daha derine doğru ilerlemesini engeller. İçerdikleri diğer katkı elementlerine göre değişen Östenitik, Ferritik, Martenzitik, Duplex ve Çökelme yoluyla sertleşebilen olmak üzere beş türlü paslanmaz çelik vardır [5]. Biyomalzeme olarak yaygın kullanılan paslanmaz çelik 316L olarak bilinir. “L”, karbon içeriğinin düşük olduğunu belirtmek için eklenmiştir. Bu çelik, 1950'li yıllarda 316 paslanmaz çeliğin karbon içeriği ağırlıkça %0.08'den %0.03’e düşürülerek hazırlanmıştır. 316L’nin %60.65'i demir olup, %17.19 krom ve %12.14 nikelden oluşur [1]. Yapısında az miktarda azot, mangan, silisyum, kükürt, fosfor ve molibden de bulunur.

Kobalt içeren alaşımlar: Bunlar kobalt-krom alaşımlarıdır. Temel olarak

kobalt-krom-molibden alaşımı ve kobalt-nikel-krom-molibden alaşımı olmak üzere iki tür alaşımdan söz edilir. Kobalt-krom-molibden alaşımı, uzun yıllardan beri dişçilikte ve son zamanlarda yapay eklemlerin üretiminde kullanılmakta. Kobalt-nikel-krom-molibden alaşımıysa daha yeni bir malzeme. Fazla yük altındaki eklemlerde (diz ve kalça gibi) ve protezlerde kullanılmakta. Bu tür alaşımların bileşimleri, temel olarak ağırlıkça %65 kobalt ve geri kalanı kromdan oluşuyor. Daha iyi tanecik elde etmek

7

için yapıya molibden ekleniyor. Kobalt içeren alaşımların elastik modülü (malzeme sertliğini gösteren bir değer) paslanmaz çeliğinkinden daha büyük [1].

Titanyum ve titanyum içeren alaşımlar: Titanyumun biyomalzeme üretiminde

kullanımı 1930’lu yılların sonlarına doğru görülmeye başlanıyor. Titanyum, 316 paslanmaz çelik, ve kobalt alaşımlarına göre daha hafif bir malzeme. Titanyum, yüksek sıcaklıklarda çok reaktif ve oksijen varlığında patlamaya hazır bir element. Bundan dolayı, yüksek sıcaklık uygulamalarında inert (soygaz) bir atmosfere gerek duyulur ya da vakumda eritilir. Oksijenin bulunduğu ortamda, oksijen metal içerisine geçer ve metali kırılganlaştırır [1].

Dental Amalgam: Amalgam, bileşenlerinden biri civa olan alaşıma denir. Civa,

oda sıcaklığında sıvı fazda olur ve gümüş, kalay gibi diğer metallerle reaksiyona girebilir. Böyle bir reaksiyon sonucu, bir oyuk içine doldurulabilecek plastik bir kütle elde edilir. Bu özelliğinden dolayı amalgam, diş dolgu maddesi olarak kullanılır [1].

Altın: Altın ve altın alaşımları kararlılık, korozyon direnci ve uzun ömürlü

oluşlarından dolayı diş tedavisi açısından yararlı metaller. Altın alaşımları, saf altına göre daha iyi mekanik özelliklere sahip olduklarından, dökme işlemine tabi tutulurlar. Bu alaşımların %75 veya daha fazlası altın, geri kalan kısmıysa soy metallerden oluşur. Bakır dayanımı artırır. Platin de aynı etkiyi gösterir, ancak %4’ten fazla eklenirse, alaşımın erime sıcaklığı artarak işlenmesi zorlaşır. Az miktarda çinko ilavesiyle, erime sıcaklığı düşürülür. %83'ten fazla altın içeren yumuşak alaşımlar fazla yük altında kalmayacak şekilde dolgu malzemesi olarak kullanılır. Daha az altın içeren alaşımlarsa daha serttirler ve yüke karşı dayanımları daha yüksektir. Bu nedenle kaplama malzemesi olarak kullanılırlar [1].

Nikel-titanyum alaşımları: Bu alaşımlar, ısıtıldıklarında bozulan ilk şekillerine

dönebilme özelliğine sahiptirler. Bu özellik, “şekil hafıza etkisi” olarak adlandırılır. Şekil hafıza etkisinin gerekli olduğu bazı biyomalzeme uygulamaları; diş köprüleri, kafatası içerisindeki damar bağlantıları, yapay kalp için kaslar ve ortopedik protezler olarak sıralanabilir. Platin ve gruptaki soy metaller yüksek korozyon direncine sahipler, fakat mekanik özellikleri zayıf. Bu metaller, kalpte atınımların başlamasını uyaran otonom merkezde elektrot olarak kullanılırlar.

Diğer Metaller: Tantal, mekanik dayanımın zayıflığından ve yüksek

yoğunluğundan dolayı yaygın kullanıma sahip olmayan bir madde. En önemli uygulaması, plastik cerrahisinde ameliyat ipliği olarak kullanımıdır.

3. Sonuç

1940’lardan beri biyomalzemeler gün geçtikçe önemi ve uygulama alanı artan, canlıların yapısında biyouyumlu, güvenilir, kullanımı etkin, doğal ya da yapay kökenli; organ, doku ya da vücut işlevlerini iyileştiren, artıran veya onların yerini tutan maddelerdir. Malzeme bilimi ve biyoteknolojideki gelişmeler birbirini desteklemekle beraber biyomalzeme kullanılmış tasarım ve üretimlerde yeni olanaklar ortaya çıkarmaktadır.

8

REFERANSLAR

[1] Gümüşderelioğlu, M. “ Biyomalzemeler”, www.biltek.tubitak.gov.tr/ bdergi / yeniufuk /

icerik/biyomalzemeler.pdf, Bilim ve Teknik, TÜBİTAK, Temmuz 2002 sayısı.

[2] Mutlu, B., Kurt, M., “Kırık Kemik Tedavilerinde Kullanılan Fiksatörlerin Mekanik

Özellikleri Ve Üç Değişik Malzemeden Yapılmış Halka Tipi Fiksatörlerin Mekanik

Testleri”, Mühendis ve Makine, Cilt:46, Sayı: 543.

[3] Can., A.Ç., “Tasarımcı Mühendisler için Malzeme Bilgisi”, Birsen Yayınevi, ISBN:

975-511-454-8

[4] Y.V. Murry. Use of Stainless Steels in Medical Applications, University of Virginia,

2002.

[5] Odabaş, C., Paslanmaz Çelikler, Askaynak, Mart 2002.

http://www.biltek.tubitak.gov.tr/

9


KALÇA PROTEZİ MALZEMESİ OLARAK KULLANILAN DÖVME CoCrMo ALAŞIMININ PLAZMA NİTRÜRASYON

DAVRANIŞI

Özgü BAYRAK, Ayhan ÇELİK, A. Fatih YETİM, Akgün ALSARAN

Atatürk Üniversitesi, Makine Mühendisliği Bölümü, 25240-Erzurum

1. GİRİŞ

Ortopedik implantlara çoğunlukla eklem iltihapları veya fiziksel yaralanmalar neticesinde fonksiyonunu yitiren eklemlerde ihtiyaç duyulur. Bu implantlara ihtiyaç duyan hastaların aktif bir yaşam sürdürebilmesi için tedavide kullanılan biyomalzemelerin özellikle mekanik özelliklerinin iyi olması istenir. Diğer taraftan, bu implantların uzun kullanım ömürlerine sahip olması gereklidir. Bu gereksinim ve beklentileri gerçekleştirmek amacıyla gerek yeni biyomalzemelerin geliştirilmesini gerekse kullanılan biyomalzemelerin iyileştirilmesini konu alan birçok çalışma yapılmaktadır.

Bir biyomalzemeden beklenen özellikler; çekme dayanımı, yorulma dayanımı gibi mekanik özelliklerinin çok iyi olması, yüksek korozyon ve aşınma dirençlerinin yanı sıra biyouyumlu olmasıdır. Biyouyumluluk ise, biyomalzemelerin onları çevreleyen dokular veya bir bütün olarak vücut tarafından kabul görebilir olmasıdır. Bu amaçla kullanılan başlıca malzeme grupları; metaller, seramikler, polimerler, kompozitler ve kolajen gibi dokulardan elde edilen malzemelerdir. Bu malzemelerden metaller, özellikle kalça ve diz eklemleri gibi dinamik karakterli yüksek gerilmelerin söz konusu olduğu yerlerde kullanılacak protezlerin imalatında kullanılır. Metaller yüksek mukavemetli, dayanıklı ve sünek ancak temas ettikleri vücut sıvıları nedeniyle korozyona uğrama tehlikeleri vardır.

Metallerin biyouyumlulukta ortak özelliği, malzeme üzerinde her zaman var olan ve kendini kısa zamanda yenileyebilen nitelikteki pasif oksit filmidir. Bu film, çevresine karşı soy bir karakter sergiler. Öte taraftan bu malzemeler, özellikle yorulma dayanımları yüksek olduğundan tercih sebebidir [1].

Metalik ortopedik implantlar genellikle paslanmaz çelik, titanyum, titanyum alaşımları ve kobalt esaslı alaşımlardan üretilirler. Bununla birlikte altın, platin ve gümüş de metalik biyomalzemeler olarak kullanılırlar. Kobalt esaslı alaşım grubu, genel olarak aşınmaya, korozyona ve yüksek sıcaklıklarda çalışmaya dayanıklıdır. Kobalt esaslı alaşımlarda krom, tungsten ve molibden katı hal mukavemeti sağlar. Ayrıca krom bu alaşımların korozyon direncini de arttırır. Yaygın olarak kullanılan kobalt esaslı biyomalzemelerden biri de CoCrMo alaşımıdır.

Kullanılan biyomalzemelerin özelliklerinin iyileştirilmesi amacıyla özellikle son yıllarda birtakım yüzey işlemlerinin yapılması gündeme gelmiş ve birtakım çalışmalara konu olmuştur. Bu çalışmalar genellikle AISI 316L paslanmaz çelik ve Ti-6Al-4V gibi

10

titanyum alaşımları üzerinde yoğunlaşmış olup, farklı ince film kaplamalar, nitrürleme gibi termokimyasal işlemlerin ayrı ayrı veya birlikte uygulanması üzerinedir [2-5]. Literatürde nitrürasyon işleminin CoCrMo implant malzemeye uygulanması hakkında çok az sayıda çalışma vardır [6-9].

Bu çalışmada ortopedik implant malzeme olarak kullanılan düşük karbonlu dövme CoCrMo alaşımı (ISO 5832-12 – ASTM F1537COND A) elektriksel boşalma yöntemi ile oluşturulan plazma ortamında nitrürlenerek yapısal ve tribolojik özelliklerindeki değişimler incelenmiş ve bu özellikler XRD, SEM, mikrosertlik cihazı ve pim-disk aşınma cihazı ile araştırılmıştır. 2. DENEYSEL ÇALIŞMA Plazma ile nitrürleme işlemine tabi tutulan dövme CoCrMo alaşımının kimyasal bileşimi Tablo 1’de verilmiştir. Tablo 1. Dövme CoCrMo alaşımının kimyasal bileşimi (% ağırlık)

Cr Mo C Fe Mn Si Ni Co 27,30 5,96 0,057 0,37 0,62 0,67 0,22 Kalan

Numuneler 16 mm çapındaki çubuklardan 5 mm uzunluğunda işlenerek, yüzeyleri parlatılmış ve alkolle temizlendikten sonra laboratuar tipi plazma ile nitrürleme cihazına yerleştirilerek vakum odası basıncı 3 Pa’ a düşürülmüştür. Daha sonra yüzeydeki kirliliklerin giderilmesi amacıyla ortama hidrojen gazı verilerek 5x102 Pa’da 500 V gerilim altında 30 dakika temizleme işlemi uygulanmıştır. Temizleme işlemi sonrası iğne vanalar yardımıyla ortama %75N2-%25Ar gaz karışımı verilerek 5x102 Pa basınçta 2 saat süre ile 650°C ve 750°C sıcaklıklarda nitrürleme işlemi yapılmıştır.

Plazma ile nitrürleme işlemi sonrası numuneler kesitlerinin elde edilebilmesi amacıyla 80 –1200 numaralı zımparalardan geçirilmiş ve daha sonra 1 μm’lik alumina tozu ile parlatılmıştır. Mikrosertlik ölçümleri 100 gr yük altında ve 15 sn yükleme süresinde Buehler mikrosertlik cihazı kullanılarak, değişime uğrayan tabaka kalınlığı ise SEM vasıtasıyla ölçülmüştür. Plazma ile nitrürleme sonrası içyapı değişimi Rigaku XRD cihazı ile tespit edilmiştir.

Aşınma deneyleri Teer POD-2 pim-disk cihazı ile 5 mm çapında tungsten karbür bilyeye karşı gerçekleştirilmiştir. Sürtünme kuvveti sürekli olarak bir yük okuyucu ile kaydedilmiştir. Sürtünme katsayıları kullanılan test cihazı tarafından hesaplanmış ve kaydedilmiştir. Aşınma testleri, yağsız olarak, oda sıcaklığında ve %50 nem ortamında, 0.078 m/s hızda, 3 N yük altında, 7 mm aşınma izi çapı ile 141 m aşınma mesafesinde yapılmıştır. Aşınma hacimleri, elde edilen aşınma izlerinin profilleri Mitutuyo profilometre ile alınarak hesaplanmıştır. Aşınma sonrası izler, SEM vasıtasıyla incelenmiştir.

11

3. SONUÇLAR VE TARTIŞMA

Farklı sıcaklıklarda nitrürleme işlemi görmüş dövme alaşımının XRD grafiği Şekil 1’de verilmiştir. İşlemsiz CoCrMo alaşımının çoğunlukla YMK yapılı kobalt fazı olan α (veya γ) ve az miktarda SPH yapılı kobalt fazı olan ε’dan ibaret olduğu görülmektedir. Plazma ile nitrürlenen numunelerde ε fazına rastlanmamaktadır.

Şekil 1. Farklı sıcaklıklarda 2 saat nitrürlenmiş dövme CoCrMo alaşımının XRD grafiği

650°C sıcaklıkta yapılan nitrürleme işlemi sonrasında ağırlıklı olarak CrN, Cr2N, MoO3, Cr2O3 ve az miktarda Mo2N fazları oluşmuştur. 750°C sıcaklıkta yapılan nitrürleme işlemi sonrasında ise CrN, Cr2N fazlarının yoğunluklarında azalma tespit edilmiştir. Ayrıca bu sıcaklıkta Co2N fazı görülmekte olup, MoO3 ve CoCr2O3 fazları yoğunluğundaki artış da dikkat çekicidir.

Co-Cr-Mo alaşımının nitrürlenmesini konu alan çalışmalarda, farklı işlem sıcaklıklarında farklı fazlar oluşabileceği görülmüştür. Lanning ve Wei (2004), dövme Co-Cr-Mo alaşımının yüksek yoğunluklu plazma iyon nitrürleme (High Intensity Plasma Ion Nitriding) yöntemiyle nitrürlenmesi neticesinde 400°C’de azotun ana kobalt yapısıyla birleşerek oluşturduğu yarı kararlı αN fazının, daha yüksek sıcaklıklarda ise CrN, Cr2N ve σ fazlarının oluştuğunu bildirmiştir [6]. Öztürk ve arkadaşları (2006), 100°C ile 400°C arasında azot iyonu aşılanan Co-Cr-Mo alaşımında, yalnızca 400°C’de işlem gören numunede, azotun YMK ana kobalt yapısının oktahedral alanlarında arayer atomu olarak konumlanmasıyla meydana gelen yarı kararlı αN fazının oluştuğunu bildirmişlerdir. Sıcaklık yükseldiğinde ise HMK yapılı CrN ve 400°C’nin altında yapılan işlemlerde hegzagonal nitrür fazı olan ε-(Co,Cr,Mo)2+xN oluşumundan bahsedilmiştir [9]. Şekil 2’de 750°C’de nitrürlenmiş numuneye ait kesit resmi görülmektedir.

12

Şekil 2. 750°C’de nitrürlenmiş numuneye ait kesit resmi

İşlemsiz numunenin sertlik değeri 440-480 HV0.1 olarak ölçülmüş olup, Şekil 3’de plazma nitrürlenmiş numunelerin kesitleri boyunca alınan sertlik değerleri verilmiştir. Buna göre 650°C’de nitrürlenmiş numunenin yüzey sertliği yaklaşık 800 HV0.1 ve 750°C’de nitrürlenmiş numunenin yüzey sertliği yaklaşık 1300 HV0.1 iken, yüzeyden içeriye doğru gidildikçe sertlik değerleri azalmaktadır. Değişime uğramış tabaka kalınlığı ana malzeme sertliğinin %10 kadar fazlası olan sertlik değerine ulaşıldığı mesafe olarak düşünülürse, tabaka kalınlığı 650°C’de nitrürlenmiş numunede yaklaşık 80μm ve 750°C’de nitrürlenmiş numunede yaklaşık 110μm’dir.

Şekil 3. 650°C ve 750°C sıcaklıklarda nitrürlenmiş numunelere ait mikrosertlik değişimi

Modifiye Tabaka

13

Nitrürleme işleminden önce numuneler parlatılmış olup yüzey pürüzlülükleri 0.08 Ra civarındadır. Nitrürleme işleminden sonra ise yüzey pürüzlülükleri 650°C’de işlem görmüş numune için 0.25-0.27 Ra ve 750°C’de işlem görmüş numune için 0.22-0.25 Ra olarak ölçülmüştür. Dövme CoCrMo alaşımı için işlemsiz numunenin ortalama sürtünme katsayısı 0.65 iken nitrürleme sonucu ortalama sürtünme katsayısı değerlerinin arttığı görülmüştür. Bu değerler 650°C’de nitrürlenen numune için 0,88 iken, 750°C’de nitrürlenen numune için 0,66’dır. Ancak aşınma testlerinde elde edilen ve Şekil 4’te verilen süreye bağlı olarak sürtünme katsayıları değişimi incelendiğinde, işlem görmüş numunelerin sürtünme katsayılarının testin başlarında 0.55-0.6 civarında olduğu, testin belirli bir noktasında ise hızla yükseldiği görülmektedir. Bu duruma, numunelerin yüzeyinde oluşan oksit ve/veya nitrür tabakalarının kırılmasının neden olduğu düşünülmektedir. 650°C’de nitrürlenen numunede bu kırılma testin hemen başlarında gerçekleşmişken, 750°C’de nitrürlenen numunede testin sonlarına doğru olmuştur. O halde 750°C’de oluşan tabakaların daha derin veya dirençli olduğu

söylenebilir.

Şekil 4. 650°C ve 750°C sıcaklıklarda nitrürlenmiş ve işlemsiz numunelere ait sürtünme katsayısı değişimi

İşlemsiz ve nitrürlenmiş numunelere ait aşınma oranları ise Şekil 5’te verilmiştir. Buna göre her iki sıcaklıkta da nitrürleme işleminin aşınma oranını düşürdüğü söylenebilir. Nitrürlenmiş numuneler arasındaki aşınma oranı farkı az olmakla birlikte, 750°C sıcaklıkta nitrürlenmiş numunenin daha düşük aşınma oranına sahip olduğu görülmektedir.

14

Şekil 5. İşlemsiz ve nitrürlenmiş numunelere ait aşınma oranları.

Şekil 6’da işlemsiz ve farklı şartlarda nitrürlenmiş CoCrMo alaşımından numunelerin aşınma testi sonrası SEM görüntüleri verilmiştir. Her iki sıcaklıkta nitrürasyon sonucu aşınma iz genişliğinin azaldığı gözlemlenmiştir. Aşınma izlerindeki bu daralma, 650°C’de nitrürlenmiş numune için belirginken, 750°C’de nitrürlenmiş numune için azdır. Aşınma izlerinden alınan yüzey profilleri incelendiğinde, 650°C’de nitrürlenmiş numunenin aşınma izinin 750°C’de nitrürlenmiş numunenin aşınma izinden daha derin olduğu görülmüştür. Bu da aşınma izi genişliğindeki farklılığa rağmen aşınma oranlarının yakın olmasını açıklamaktadır. 750°C’de nitrürlenmiş numune için aşınma, yüzeyde bulunan modifiye tabakada gerçekleşmiş, transfer filmi oluşmuş ve abrasif partikül miktarı nispeten azdır. 650°C’de nitrürlenmiş numuneye ait aşınma izinin (Şekil 6b) kenarında ise yüzey filminin kırılması sonucu oluşmuş abrasif partiküller görülebilmektedir.

15

Şekil 6. (a) Nitrürlenmemiş, (b) 650°C’de (c) 750°C’de 2 saat nitrürlenmiş numunelerin aşınma izleri 4. SONUÇLAR

Ortopedik implantların üretiminde kullanılan malzemelerden biri olan dövme CoCrMo alaşımının plazma ortamında farklı sıcaklıklarda nitrürlenmesi neticesinde meydana gelen yapısal ve tribolojik değişikliklerin incelendiği bu çalışmada aşağıdaki sonuçlar elde edilmiştir.

- 650°C’de nitrürlenen CoCrMo alaşımında ağırlıklı olarak CrN, Cr2N, MoO3, Cr2O3 ve az miktarda Mo2N fazları oluşmuştur. 750°C’de nitrürlenen CoCrMo alaşımında ise bu fazlara ek olarak Co2N fazı görülmektedir. Ayrıca her iki sıcaklıkta da bulunan MoO3 ve CoCr2O3 fazlarının 750°C’de yoğunluğunda artış

16

meydana gelmiş ve yapıdaki Mo’in daha aktif olduğu ve daha fazla bileşik yaptığı gözlemlenmiştir.

- İşlem sıcaklığına bağlı olarak, dövme CoCrMo alaşımının sertliğinin nitrürasyon sonrasında yaklaşık 2-3 kat, arttığı tespit edilmiştir. Ayrıca modifiye olmuş tabaka kalınlığının yüksek işlem sıcaklığında arttığı belirlenmiştir.

- Plazma ile nitrürleme işlemi sonrasında dövme CoCrMo alaşımının aşınma oranında azalma görülmüş yani aşınma dayanımı artmıştır. Sürtünme katsayısının ise, yüzey tabakalarının aşınma testi esnasında kırılmadan kalması halinde işlemsiz numuneye göre düşük olduğu, bu tabakalar kırıldığında ise yükseldiği tespit edilmiştir.

- Plazma ile nitrürasyon işleminin işlem esnasında meydana gelen iyon bombardımanı sebebiyle yüzey pürüzlülüğünü artırdığı tespit edilmiştir.

Co alaşımının nitrürleme işlemi sonrası yüzey sertliği ve aşınma direncinde her ne kadar bir iyileşme tespit edilse de, nitrürelenmiş Co alaşımının kalça protezi olarak kullanılabilmesi için muhakkak biyouyululuk testlerinin yapılması gerekir.

TEŞEKKÜR

Bu çalışma TÜBİTAK 106M066 nolu proje kapsamında desteklenmektedir.

REFERANSLAR

[1] Breme J., Biehl V., 1998. Metallic Biomaterials. Handbook of Biomaterial Properties. Ed: Black J., Hastings G. London, England. [2] Çelik, A., Arslan, Y., Yetim, A. F., Efeoglu, I. 2007. Kovove Materialy, 45-1, p.35. [3] Borgioli, F., Fossati, A., Galvanetto, E., Bacci, T., Pradelli, G. 2006. Surf. Coat. Technol., 200, p.5505. [4] D. Nolan, S. W. Huang, V. Leskovsek, S. Braun, Surf. Coat. Technol., 200 (2006) 5698. [5] M. Rahman, I. Reid, P. Duggan, D. P. Dowling, G. Hughes, M. S. J. Hashmi, Surf. Coat. Technol., 201 (2007) 4865. [6] Lanning, B.R., Wei, R., 2004. High Intensity Plasma Ion Nitriding of Orthopedic Materials Part II Microstructural Analysis. Surface & Coatings Technology 186, 314-319. [7] Wei, R., Brooker, T., Rincon, C., Arps, J., 2004 High Intensity Plasma Ion Nitriding of Orthopedic Materials Part I Tribological Study. Surface & Coatings Technology 186, 305-313. [8] Williams, J.M., Riester, L., Pandey, R., Eberhart, A.W., 1996. Properties of Nitrogen Implanted Alloys and Comparison Materials. Surface & Coatings Technology 88, 132-138. [9] Öztürk, O., Türkan, U., Eroğlu, A.E., 2006. Metal Ion Release from Nitrogen Implanted CoCrMo Orthopedic Implant Material. Surface & Coatings Technology 200, 5687-5697.

17


ORTOPEDİK İMPLANT VE CERRAHİ (TIP VE DİŞÇİLİK)TAKIMLARIN DUBLEKS YÜZEY İŞLEMLERİ: YAPISAL-MEKANİK VE TRİBOLOJİK ÖZELLİKLERİN

KARAKTERİZASYONU

İhsan EFEOĞLU1, Ayhan ÇELİK1, Orhan KARSAN2, Mehmet GAVGALI1,Akgün ALSARAN1, Yaşar TOTİK1, İrfan KAYMAZ1,

Ersin ARSLAN3, A. Fatih YETİM1, Fatih YILDIZ4, Özgü BAYRAK1, Mesut KILIÇ2

1Atatürk Üniversitesi, Mühendislik Fakültesi, Makine Mühendisliği Bölümü, 25240-

Erzurum 2Atatürk Üniversitesi, Tıp Fakültesi, Ortopedi Anabilim Dalı, 25240-Erzurum

3Atatürk Üniversitesi, Erzurum Meslek Yüksek Okulu, 25240-Erzurum 4Atatürk Üniversitesi, Aşkale Meslek Yüksek Okulu, 25240-Erzurum

1.Giriş

Biyomalzemeler, insan vücudundaki herhangi bir organ veya dokunun işlevini yerine getirmek ya da desteklemek amacıyla kullanılan malzemelerdir. Biyomalzeme olarak; metaller, seramikler, polimerler veya kompozit malzemeler yaygın olarak kullanılmaktadır.

Bilimsel anlamda yeni bir kavram olmasına rağmen uygulamada biyomalzemelerin kullanımı tarihin çok eski zamanlarına kadar uzanmaktadır. Gün geçtikçe biyomalzemelerin önemi ve uygulama alanı artmaktadır. Buna paralel olarak biyomalzemelerin sağlıklı ve ekonomik olarak kullanılabilmeleri için kullanım ömürlerinin artırılması zorunlu hale gelmiştir. Günümüzde kullanılan biyomalzemelerin mevcut özellikleri modifiye edilerek daha üstün özelliklerin elde edilmesi için yoğun çalışmalar yapılmaktadır.

Metaller ve alaşımları üstün mekanik özelliklerinden dolayı ortopedik cerrahide implant malzeme olarak kullanılmaktadır. Ortopedide yaygın olarak kullanılan metaller; paslanmaz çelikler (316L gibi), Ti6Al4V ve Co-Cr alaşımlarıdır [1].

316L paslanmaz çeliği yapay diz ve kalça protezlerinde yaygın olarak kullanılmaktadır. Buna neden olarak 316L’nin diğer biyomalzemelere oranla daha ucuz olması, mükemmel korozyon direnci ve kabul edilebilir biyouyumluluğu gösterilebilir [2]. Bu çelikler çok üstün korozyon direncine sahip olmalarına rağmen düşük sertliğe ve zayıf tribolojik özelliklere sahiptir. Bu durum özellikle aşınmanın ve yorulmanın önemli olduğu ortopedik implant uygulamalarında hasara neden olur. Hasarın önlenebilmesi için malzeme yüzeylerine birtakım işlemlerin uygulanması zorunluluğunu ortaya çıkarmaktadır. Bu işlemlerden en yaygın olarak kullanılanları anodizasyon, pasifleştirme, termokimyasal işlem (plazma nitrürasyon gibi), biyouyumlu ince film kaplama ve dubleks işlemlerdir [3,4].

18

Bu çalışmada, dubleks yüzey işlemi uygulanmış AISI 316L paslanmaz çeliğinin mekanik ve tribolojik özellikleri araştırılmıştır. İlk aşamada, plazma ile nitrürasyon işlemi parametreleri; işlem sıcaklığı (400, 450, 500˚C) , işlem süresi (1, 4 ve 8 saat) ve gaz karışım oranı (%20 N2-%80 H2) olarak belirlenmiştir. İkinci aşamada ise, belirlenen hedeflere göre plazma ile nitrürasyon sonucu elde edilen optimum sonuç üzerine DLC ince filmi CFUBMS tekniği ile kaplanmıştır. Bu işlemlerden sonra mekanik özelliklerin tespit edilmesi için yorulma deneyleri ve mikro sertlik ölçümleri yapılmıştır. Tribolojik özelliklerin belirlenmesi için aşınma deneyleri yapılmıştır. Ayrıca yapısal özelliklerin tespit edilmesi için XRD, SEM ve Optik mikroskop çalışmaları yapılmıştır. Elde edilen veriler sonucu işlem görmemiş, nitrürlenmiş, Ti-DLC kaplanmış ve dubleks işlem uygulanmış numuneler karşılaştırılmıştır.

2. Deneysel Çalışma

Çalışma kapsamında kullanılan 316L taban malzemenin ve kimyasal bileşimi (AISI Standardına göre) Tablo 1’de verilmiştir. Numuneler 16 mm çapında ve 10 mm uzunluğunda işlenerek, yüzeyleri 1200 mesh SiC zımpara ve sonrasında 0.5µm tane boyutlu α-Alümina ile parlatılarak, Ra≈ 0.1-0.15µm pürüzlülük değerlerine getirilmiştir. Daha sonra ultrasonik banyoda etil alkol içinde 20 dk temizlenerek deneyler için hazır hale getirilmiştir.

Tablo 1. Taban malzeme olarak kullanılan malzemelerin (%wt) kimyasal bileşimleri Taban

malzeme C Si Cr Ni Mn P S Mo Fe

316L 0,035 0,48 16,14 10,3 1,46 >0,075 0,038 2,5 kalan

Birinci aşamada numuneler temizlendikten sonra laboratuar tipi plazma ile nitrürleme cihazına yerleştirildi ve vakum odası basıncı 3 Pa’ a düşürüldü. Daha sonra ortama 5x102 Pa’ da 500 V gerilim altında 20 dakika hidrojen gazı verilerek yüzeydeki kirlilikler temizlendi. Temizleme işlemi sonrası iğne vanalar yardımıyla ortama %80 H2 ve %20 N2 gaz karışımı verilerek 5x102 Pa basınçta belirlenen işlem süresi ve sıcaklıkta nitrürleme işlemi yapıldı.

İkinci aşamada ise plazma ile nitrürasyon sonucu elde edilen optimum sonuç üzerine Ti eklenmiş Me-DLC (diamond-like carbon) filmler, Tablo 2’de verilen proses parametreleri kullanılarak büyütüldü. Kaplama yöntemi olarak; PVD-CFUBMS: Closed-field unbalanced magnetron sputtering tekniği kullanıldı. Vakum odasına alınan taban malzemeler; kaplama prosesine geçmeden önce, son yüzey hazırlığı olarak, Ar gazı ile oluşturulan plazma ortamında, yüzeyler 20 dakika süre ile iyon temizliğine tabi tutuldu. Tablo 2. 316L üzerine Me:DLC (Me.Ti) büyütülmesi için kullanılan proses parametreleri

PROSES PARAMETRELERİ Taban malzeme gerilimi (-V) 100

Çalışma basıncı (Pa) 0.27 Ara tabaka için Ti hedef akımı (A) 6

Ti hedef akımları (A) 6 Kaplama süresi (dk) 75

Reaktif gazlar %7N2, %20C2H2

19

Plazma ile nitrürasyon işlemi sonrası numuneler 120-1200 numaralı zımparalardan geçirildi ve daha sonra 0.05 μm’ lik alumina tozu ile parlatıldı. Mikrosertlik ölçümleri Beuhler mikrosertlik cihazı ile, beyaz tabaka kalınlığı ise SEM vasıtası ile ölçüldü. Plazma ile nitrürasyon işlemi sonrası fazlardaki değişim Rigaku XRD cihazı ile tespit edildi. Aşınma deneyleri Teer POD-2 pin-on-disk cihazı ile 5 mm çapında tungsten karbür bilye kullanılarak ve yorulma deneyleri ise döner eğilmeli yorulma cihazında gerçekleştirildi. 3. Sonuçlar ve Tartışma

3.1. XRD Analizleri

Şekil 1-3’te plazma nitrürlenmiş, Ti-DLC kaplanmış ve dubleks işlem uygulanmış numunelere ait XRD analiz sonuçları verilmiştir. Kaplama ve dubleks işlem sonucu ilave edilen metal ve ara tabakalar ile farklı kristal yapılar oluşmuş ve bu yeni fazlar XRD analizlerinde gözlemlenmiştir. Şekil 1. 500°C’ de 4 saat nitrürlenmiş numunelerin XRD analizi. Şekil 2. Ti-DLC kaplanmış numunelerin XRD analizi.

TiCε-fazıγ-Fe

γ’-Fe4N

500˚C - 4h

CrN

20

Şekil 3. Dubleks işlem uygulanmış numunelerin XRD analizi. 3.2. Mikrosertlik İncelemeleri

Tablo 3’te, 316L taban malzeme üzerine plazma nitrürleme işlemi uygulanan numunelerin sıcaklık-zamana göre ölçülen sertlik ve tabaka kalınlıkları verilmiştir. Plazma nitrürleme işlemi uygulanan numuneler arasında en yüksek sertlik ve en kalın tabaka 500°C’ de, 8 saat işlem uygulanmış numunelerde, en düşük sertlik ve en küçük tabaka kalınlığı da 400°C’ de, 1 saat işlem uygulanmış numunelerde elde edilmiştir.

Tablo 3. Plazma nitrürlenmiş numunelerin sertlik- tabaka kalınlığı ilişkisi

Sertlik değeri, tabakaların kalınlığına, taban malzemenin sertliğine ve kalınlığına

bağlıdır. Yüzeydeki tabaka kalınlığı arttıkça taban malzemenin yüzey sertliğine etkisi azalmaktadır. Nitrürleme süresi artışıyla, modifiye olan tabaka kalınlığı ve bununla bağlantılı olarak sertlik değeri de artmıştır [5]. Nitrürleme sıcaklığının tabaka kalınlığına olan etkisi de açıkça görülmektedir. Tabaka kalınlığı ve sertlik arasındaki ilişkiden dolayı nitrürleme sıcaklığının artışıyla da sertliğin arttığı gözlenmiştir. 500°C’de, 400°C‘den daha yüksek sertlik görülmesinin nedeni fazlar arasındaki

Sıcaklık (˚C)/ Tabaka Kalınlığı Sertlik

Zaman (saat) (μm) (HV0.01)

Taban malzeme - 270-300

400-1h 5,5-7 610-630

400-4h 9-12 890-920

400-8h 55-60 1430-1450

450-1h 13,5-17 840-860

450-4h 19-25 1180-1200

450-8h 30-35 1420-1450

500-1h 17-22 1240-1260

500-4h 45-55 1410-1430

500-8h 60-70 1620-1640

TiCε-fazıγ-Feγ’-Fe4NTiN

21

çeşitliliktir. 500°C’ de CrN ve Fe4N’ den oluşan fazlar, 400°C ‘deki s- fazından daha sert bir yapıya sahiplerdir [6]. Tablo 4. Nitrürlenmiş, Ti-DLC kaplanmış ve Dubleks işlem uygulanmış numunelerin

sertlik değerleri.

Uygulanan Yüzey Sertlik

İşlemi (HV0.25)

Ti-DLC 1097

Dubleks 2896

500°C -4h Nitrürlenmiş 1410-1430

Tablo 4’te 500°C-4 saat nitrürlenmiş, Ti-DLC kaplanmış ve Dubleks işlem uygulanmış numunelerin sertlik değerleri verilmiştir. En iyi sertlik dubleks işlem sonucu elde edilmiştir. Dubleks işlem uygulanmış numunelerde sertlik yaklaşık 10 kat artmıştır. Sertlikteki bu artış nitrürasyon sonrası taban malzemenin, kaplamaya olan desteğinin artışıyla açıklanabilir [7]. 3.3. Tribolojik Araştırmalar

Şekil 4 ve 5’te aşınma profillerinin SEM görüntüleri verilmiştir. En düşük aşınma izi genişliği dubleks işlem uygulanmış numunede, en geniş ise işlem görmemiş 316L taban malzeme için elde edilmiştir. Genel olarak aşınma profillerinde transfer filmi oluşmuş olup, abrazif partikül miktarı nispeten azdır. Yapılan aşınma deneyleri sonrasında, 316L taban malzemenin sürtünme katsayısı 0.65 civarındayken, 500°C-4 saat nitrürlenen numunenin sürtünme katsayısı 0.60 olarak ölçülmüştür. Ti-DLC kaplanmış numunelerde ise sürtünme katsayısı 0.30 olarak belirlenirken dubleks işlem görmüş numunede sürtünme katsayısı değeri 0.22’ye düşmüştür. Burada malzemenin yüzey sertliği ile sürtünme katsayısı arasında bir ilişki kurulabilir. Yani malzemenin yüzey sertliği arttıkça sürtünme katsayısı da azalmıştır.

Şekil 4. a) 500°C-4 saat nitrürlenmiş malzemenin aşınma izi, b) Taban malzemenin

aşınma izi.

Şekil 4’te nitrürleme işlemi sonrası aşınma izinin, taban malzemeye kıyasla çok az miktarda azaldığı görülmektedir. Aşınma mekanizması başlangıçta adezif (Hertizan teması) olarak başlamasına rağmen daha sonra abrazif olarak devam etmiştir. Bunun

a b

22

nedeni, nitrürleme işlemi sonrası yüzeyde oluşan beyaz tabakanın yüksek gerilme nedeniyle kırılıp abrazif partiküllere dönüşmesidir.

Şekil 5 a) Ti-DLC kaplanmış malzemenin aşınma izi, b) Dubleks malzemenin aşınma

izi.

Şekil 5’te doğrudan Ti-DLC kaplanmış ve dubleks işlem uygulanmış numuneler görülmektedir. Ti-DLC filminin taban malzemeye adezyonunun düşük olduğundan numunelerde kaplamanın kenarlarında üniform bir hat görülmemiştir. Dubleks işlem uygulanmış malzemede ise aşınmanın yok denecek kadar az olduğu görülmektedir.

3.4. Yorulma Testleri

Yorulma dayanımını belirlemek için bi-lineer tip S-N eğrisi uygulanmıştır. S-N eğrisi lineer ve yatay olmak üzere iki kısımdan oluşmaktadır. Lineer kısım, S-N diyagramında yatay kısmı içermeyen kırılmanın oluşmadığı en yüksek gerilme değerine kadar uzanan kısımdır. Lineer kısımda 5 gerilme seviyesi belirlenerek, her bir gerilme seviyesinde 3 tekrar yapılmıştır. Yatay kısım için ise Staircase metodu kullanılmıştır. Bu kısımda 11 numune denenerek yorulma sınırı belirlenmiştir. Belirlenen deney planına göre çizilen, işlem görmemiş ve üç farklı işlem uygulanmış AISI 316L paslanmaz çeliğinin S-N grafiği Şekil 6’da verilmiştir. İşlem görmemiş numunenin yorulma dayanımı 438 MPa iken, plazma nitrürlenmiş numunelerin 508 MPa ,Ti-DLC kaplanmışın 483 MPa ve dubleks işlem uygulanmış numunelerin 544 MPa’ dır.

a b

23

400420440460480500520540560580600

1,00E+04 1,00E+05 1,00E+06 1,00E+07Çevrim Sayısı

Ger

ilme,

MPa

Dubleks

İşlemsiz

DLC kaplanmış

Nitrürlenmiş

Şekil 6. İşlem görmemiş, plazma nitrürlenmiş, Ti-DLC kaplanmış ve dubleks işlem

uygulanmış AISI 316L paslanmaz çeliğinin S-N eğrileri.

3.5. Cerrahi Takımların Kaplanması

“Tıp Fakültesi Ortopedi Bölümünden alınan cerrahi takımlar üzerine (Şekil 7) TiN ve DLC kaplamalar yapılmış ve laboratuar ortamında test edilmek üzere Ortopedi Bölümüne gönderilmiştir.

Şekil 7. TiN ve DLC kaplanmış tipik cerrahi takım örnekleri

4. Sonuçlar Yapılmış olan yapısal, mekanik ve tribolojik testlere göre şu sonuçlar elde edilmiştir:

24

Nitrürlenmiş, Ti-DLC kaplanmış ve Dubleks işlem uygulanmış numuneler arasında

en iyi sertlik dubleks işlem sonucu elde edilmiştir. Dubleks işlem uygulanmış numunelerde sertlik yaklaşık 10 kat artmıştır. Sertlikteki bu artış nitrürasyon sonrası taban malzemenin, kaplamaya olan desteğinin artışıyla açıklanabilir. Dubleks işlem uygulanmış numunelerin sertliği, taban malzeme üzerine plazma

nitrürlenmiş yada doğrudan Ti-DLC kaplanmış numunelere göre çok daha yüksektir. Plazma nitrürasyon sonrası sürtünme katsayısı ortalama 0.60 iken, doğrudan 316L paslanmaz çeliği üzerine Ti-DLC kaplanan numunelerde ortalama 0.3’e, dubleks işlem sonucu ise ortalama 0.22’ye düşmüştür. Burada malzemenin yüzey sertliği ile sürtünme katsayısı arasında bir ilişki kurulabilir. Yani malzemenin yüzey sertliği arttıkça sürtünme katsayısı da azalmıştır. Bu da yine aşınma dayanımının da en iyi dubleks işlem uygulanmış numunelerde görülmesinin nedenini açıklamaktadır. Sürtünme katsayısı azaldıkça aşınma direnci de artmıştır. Yorulma deneyleri sonucu, işlem görmemiş numunenin yorulma dayanımı 438

MPa, plazma nitrürlenmişin 508 MPa ,Ti-DLC kaplanmışın 483MPa ve dubleks işlem uygulanmış numunenin 544 MPa olduğu belirlenmiştir. En iyi yorulma dayanımı dubleks işlem sonrası elde edilmiştir. Nitrürleme sonrası yüzeyde oluşan bası artık gerilmelerine, kaplamanın olumlu etkisinin de eklenmesiyle yorulma limiti %24 artmıştır. Teşekkür Bu çalışma DPT 2003K/08 nolu proje kapsamında desteklenmiştir. Referanslar

[1]. Shackelford, J.F., “Bioceramics-Current Status and Future Trends”, Trans Tech

Publication,103, Switzerland, 1999.

[2]. Gil, L., Brühl, S., Jimenez, L., Leon, O., Guevara, R. and Staia, M., “Corrosion

Performance of The Plasma Nitrided 316L Stainless Steel”, Surface and Coating

Technology, 201, 4424-4429, 2006.

[3]. Usta, M., Oney, I., Yildiz, M., Akalin, Y. and Ucisik, H., “Nitriding of AISI

316L Surgical Stainless Steel in Fluidized Bed Reactor”, Vacuum, 73, 505-510,

2004.

[4]. Shih, C.C., Shih, C.M., Su, Y.Y., Su, L.H.J., Chang, M.S. and Lin, S.J., “Effect

of Surface Oxide Properties on Corrosion Resistance of 316L Stainless Steel for

Biomedical Applications”, Corrosion Science, 46, 427-441, 2004.

[5]. Borgioli, F., Fossati, A., Galvanetto, E. and Bacci, T., 2004. Glow-Discharge

Nitriding of AISI 316L Austenitic Stainless Steel: Influence of Treatment

Temperature . Surface and Coatings Technology.

25

[6]. Jeong, B. and Kim, M., 2001. Effects of Pulse Frequency and Tempreture on

the Nitride Layer and Surface Characteristics of Plasma Nitrided Stainless

Steel. . Surface and Coatings Technology, 137, 249-254.

[7]. Alsaran, A., 2001. Dubleks Yüzey İşlemi Uygulanmış AISI 5140 Çeliğinin

Yapısal, Mekanik ve Tribolojik Özelliklerinin Belirlenmesi. Doktora Tezi,

Atatürk Üniversitesi, Fen Bilimleri Enstitüsü Erzurum.

26

27


PLAZMA NİTRÜRASYON İŞLEMİNİN ORTOPEDİK İMPLANT OLARAK KULLANILAN 316L VE Ti-6Al-

4V ALAŞIMININ AŞINMA ÖZELLİKLERİNE ETKİSİ

A. F. YETİM1, Fatih YILDIZ2, Akgün ALSARAN1, Ayhan ÇELİK1

1Atatürk Üniversitesi, Makine Mühendisliği Bölümü, 25240-Erzurum 2Atatürk Üniversitesi, Aşkale Meslek Yüksek Okulu, 25240-Erzurum

1. Giriş

Günümüz yaşam standartları ve koşulları nedeniyle önemli ölçüde tedavi ile karşı karşıya kalan insanların yaş ortalaması giderek düşmektedir. Bundan dolayı tedavi için seçilecek biyomalzemeden istenen mekanik ve fiziksel özellikler artmaktadır. Bugün çok büyük ilerlemelerin kaydedildiği biyomalzeme biliminde yeni ve uzun ömürlü malzemeler geliştirebilmek için yoğun çaba harcanmaktadır.

Biyomalzemeler, insan vücudundaki canlı dokuların işlevlerini yerine getirmek yada desteklemek amacıyla kullanılan doğal yada sentetik malzemeler olup, sürekli olarak veya belirli aralıklarla vücut akışkanlarıyla (örneğin kan) temas ederler [1]. Dolayısıyla bir implant hem görev yapacağı organın fonksiyonunu yerine getirebilmeli (örneğin bir kalça protezi hastanın yürüyebilmesini sağlamalı) hem de o bölgedeki çevresel etkileri karşılayabilmelidir.

Biyomalzemelerin insan vücudunda kullanılmaları ile beraber bazı sıkıntılar ve sınırlamalar ortaya çıkmaktadır. Bunlar; pıhtılaşma, korozyon, kireçlenme, iltihaplanma, hücre zehirlenmesi, kan ile uyuşmazlık, mekanik özelliklerde kısıtlar (esneklik, hafiflik, dayanım, yorulma, ömür), ekonomiklik, hammadde sıkıntısı, cerrahi olarak tatbik edilebilirlik, uygulanabilirlik, tasarım, şekillendirilebilirlik, üretim, onarılabilirlik, onarım koşulları vs.dir. Bu tür problemleri giderebilmek için genellikle kullanılan biyomalzemenin türü değiştirilmektedir. Biyomalzeme olarak kullanılan bir malzemeden;

Yerini aldıkları dokunun elastisite modülüne yakın olması (esneklik, hafiflik mukavemet, aşınma direnci, mekanik bütünlük yada uyumluluk)

Kimyasal tepkimeye duyarsızlık-inertlik (iltihaplanma, kangren (doku ölümü), pıhtılaşma, enfeksiyon, korozyon, hücre zehirlenmesi, bakteriyel vs. olumsuz etkiler doğurmaması bakımından biyolojik bütünlük yada uyumluluk)

Ekonomiklik, uygulanabilirlik ve üretilebilirlik (hammadde temini, cerrahi olarak tatbik edilebilirlik, uygulanabilirlik, tasarım, şekillendirilebilirlik, onarılabilirlik vs. diğer şartlar)

gibi temel özellikler beklenir [2]. Biyomalzemeler genel olarak dört gruba ayrılırlar. Bunlar, metalik biyomalzemeler (paslanmaz çelikler, Ti alaşımları ve CoCr alaşımları), alumina, zirkonia gibi seramik biyomalzemeler, PTFE (teflon), PEEK ve UHMWPE gibi polimer biyomalzemeler ve kompozitlerdir[3-6]. Bir yılda yapılan 3.6 milyon

28

ameliyatın %40’ında metal esaslı malzemelerin kullanılması ve piyasa değerinin yaklaşık olarak $6 milyar dolar olması bu konuyu oldukça cazip hale getirmektedir. Bu kadar büyük bir piyasada en çok kullanılan biyomalzemeler AISI 316 grubu paslanmaz çelikler ve Ti alaşımlarıdır. AISI 316 paslanmaz çelikler; kimyasallara karşı duyarsızlık (inertlik), korozyona karşı gösterdikleri direnç, dayanım, daha düşük maliyet, hammadde sıkıntısı olmaması ve şekillendirilebilirlik gibi nedenlerle tercih edilir. Ti esaslı alaşımlar ise (genelde Ti-6Al-4V) yüksek mukavemet-ağırlık oranı, düşük yoğunluk, yeterli elastisite modülü, mükemmel biyouyumluluk ve korozyon direnci, antimanyetiklik gibi özelliklere sahiptir [1, 7-8]. 316L ve Ti alaşımları iyi biyouyumlu malzemeler olmasına rağmen sürtünme katsayıları yüksek ve aşınmaya dirençleri oldukça düşüktür. Aşınma ile oluşan aşınma ürünleri, dokunun iltihaplanmasına ve implantın çevresinde kemik kaybına yol açabilir.

Kullanılan implantın biyouyumluluğu yüzey özelliği olup, son yıllarda özellikle kalça protezlerinde yüzey işlemi uygulamaları yapılmaktadır. Bir implant malzemeye yüzey işlemi uygulandığı zaman, implant yüzeyindeki biyoreaksiyonlar ve işlevsel özellikler (yük taşıma kapasitesi, aşınma, korozyon vs.) yüzey için ayrı, taban malzeme için ayrı optimize edilebilir. Yani, arzu edilen biyouyumluluk için, yük taşıma kapasitesi yeterli implant üzerine uygun kaplama yapılabilir. Ayrıca uygulanacak kaplama işlemi ile aşınma problemi de büyük ölçüde giderilebilir. Literatürde, implant malzemeler üzerine değişik yüzey işlemleri uygulanmıştır. Bunlar borlama, nitrürleme gibi termokimyasal işlemler, TiN, TiAlN, CrN, DLC, Al2O3, ZrO2, TiO2 gibi ince film kaplama işlemleridir. Nitrürasyon işlemi ile ise malzemenin hem yük taşıma kapasitesi hem de aşınma ve korozyon direnci artırılabilmektedir. Literatürde nitrürasyon işleminin implant malzemelere uygulanması hakkında oldukça az çalışma olup, biyouyumluluk üzerine çalışma yapılmamıştır.

Bu çalışmada AISI 316L paslanmaz çeliği ve Ti-6Al-4V alaşımı farklı nitrürleme şartlarında plazma ortamında nitrürlenerek, yapısal ve tribolojik özellikleri incelenmiştir. Bu özellikler XRD, SEM, mikrosertlik cihazı ve pim-disk aşınma cihazı ile araştırılmıştır.

2. Deneysel Çalışma

Plazma ile nitrürleme işlemine tabi tutulan 316L çeliği ve Ti-6Al4V alaşımının kimyasal kompozisyonları Tablo 1’de verilmiştir.

Tablo 1. 316L çeliği ve Ti-6Al-4V alaşımının kimyasal kompozisyonu (% ağırlık)

Ni Si Cr Mn Mo S C Ti Al V Fe

316L 10.10 0.49 16.64 1.82 2 0.026 0.016 - - - -

Ti-6Al-4V - - - - - - 0.01 BAL. 6.11 4 0.06

Numuneler 16 mm çapında ve 10 mm uzunluğunda işlenerek, yüzeyleri parlatılmış ve alkolle temizlendikten sonra laboratuar tip plazma ile nitrürleme cihazına yerleştirildi ve vakum odası basıncı 3 Pa’ a düşürüldü. Daha sonra ortama 5x102 Pa’da 500 V gerilim altında 20 dakika hidrojen gazı verilerek yüzeydeki kirlilikler temizlendi.

29

Temizleme işlemi sonrası iğne vanalar yardımıyla ortama belirlenen oranlarda hidrojen, argon ve azot gaz karışımı verilerek 5x102 Pa basınçta belirlenen işlem süresi ve sıcaklıkta nitrürleme işlemi yapıldı. İşlem parametreleri Tablo 2’de verilmiştir.

Plazma ile nitrürleme işlemi sonrası numuneler 120-1200 numaralı zımparalardan geçirildi ve daha sonra 0.05-1 μm’luk alumina tozu ile parlatıldı. Mikrosertlik ölçümleri 50 gr yük altında ve 15 sn yükleme süresinde Buehler mikrosertlik cihazı ile, beyaz tabaka kalınlığı SEM vasıtasıyla ölçüldü. Plazma ile nitrürleme sonrası fazlardaki değişim Rigaku XRD cihazı ile tespit edildi.

Aşınma deneyleri Teer POD-2 pim-disk cihazı ile 5 mm çapında tungsten karbür bilyeye karşı gerçekleştirildi. Sürtünme kuvveti sürekli olarak bir yük okuyucu ile kaydedildi. Aşınma testleri, yağsız olarak, oda sıcaklığında ve %50 nem ortamında, 0.078 m/s hızda, 10 N yük altında, 10 mm aşınma izi çapı ile 141 m aşınma mesafesinde yapıldı. Aşınma hacmini hesaplamak için, elde edilen aşınma izlerinin profilleri Mitutuyo profilometre ile alınarak hesaplandı. Aşınma sonrası izler, SEM vasıtasıyla incelendi.

3. Sonuçlar ve Tartışma

Farklı nitrürleme şartlarında işlem görmüş 316L çeliği ve Ti-6Al-4V alaşımının XRD grafikleri Şekil 1-2’de verilmiştir. İşlemsiz Ti-6Al-4V alaşımının yapısı tamamen α ve β Ti fazlarından oluşmaktadır. Nitrürleme işlemi sonrası yüzeyde bileşik tabaka oluşmuş olup, yüzeyde oluşan tabaka nitrürleme sıcaklığı ve zamanına göre ε-Ti2N (YMK) ve δ-TiN (HMT) fazlarından oluşmaktadır. 316L çeliği için ise, işlemsiz çelik için yapı tamamen ostenitten oluşurken, nitrürleme sonrası modifiye tabakanın oluştuğu görülmüştür. Modifiye tabaka s-fazı, CrN ve γ’-Fe4N fazlarından oluşmaktadır.

Şekil 1’de görüldüğü gibi Ti2N fazı yoğunluğu düşük olup, 700°C nitrürleme sıcaklığının altında meydana gelmiştir. Buna bağlı olarak 700°C üzerinde oluşan bileşik tabaka δ-TiN fazı ağırlıklı olarak oluşmuştur. 650°C sıcaklıkta yapılan nitrürleme işleminde TiN fazlarının yoğunluğunun düşük olması nitrürleme sıcaklığı ile TiN oluşumunun sınırlandığını gösterir (Şekil 1). İşlem süresi artıkça α-Ti piklerinin daha düşük difraksiyon açılarına kaydığı görülmektedir (Şekil 1). Bu değişim yüksek sıcaklıklarda daha az olup, nedeni ortama azot gazı verilmesi ile α-Ti kafesinin genişlemesi veya ısı ve iyon bombardımanı etkisiyle bası artık gerilmelerin oluşması neden olmaktadır. Ayrıca farklı sürelerde 650°C sıcaklıkta yapılan nitrürleme işlemlerinde işlem sıcaklığı artıkça Ti2N fazı yoğunluğunun azaldığı görülmektedir. 700°C ve 750°C nitrürleme sıcaklıkların da Ti2N fazının tamamen kaybolduğu ve işlem sıcaklığının artışıyla δ-TiN fazları yoğunluklarının arttığı gözlemlendi [9].

30

Şekil 1. Farklı nitrürasyon sıcaklıklarında 2 saat nitrürlenmiş Ti-6Al-4V alaşımını XRD

grafiği

Şekil 2’de %50H2-%50N2 gaz karışımında, 4 saatlik işlem süresinde ve farklı sıcaklıklarda nitrürlenmiş 316L çeliğinin XRD grafiği verilmiştir. 400oC’de yapı ağırlıklı olarak s-fazından oluşmuştur. S-fazının oluşumu aslında azot ve krom atomlarının difüzyonu ile ilgilidir. 400 oC’de bir arayer atomu olan azot atomlarının ostenit kafesi içerisine difüzyonu rahat bir şekilde gerçekleşirken, bir yer alan atomu olan krom atomlarının difüzyonu engellenir. Yüzey merkezli kübik kristal kafes yapısına sahip olan ostenit, azot atomlarının difüzyonu ile genişler. Bu yüzden, s-fazı literatürde ostenitin genişlemesinden dolayı oluşan bir faz olduğundan genişlemiş ostenit (γN) olarakta tanımlanır. Ostenit kafesinin azot atomlarının etkisi ile çarpılması tabaka içerisinde yüksek bası gerilmelerine sebep olur. 450 oC’ye kadar olan sıcaklıklarda ve düşük işlem sürelerinde krom atomlarının CrN ve Cr2N gibi oluşturma eğilimleri azdır [10,11]. Dolayısıyla krom katı çözelti içerisinde kalarak oksijenle reaksiyona girer ve koruyucu pasif oksit tabakası oluşmasını sağlar. Bu yüzden, düşük sıcaklıklarda nitrürasyon sonucu paslanmaz çeliğin korozyon direncinde krom eksikliğinden dolayı bir azalma görülmez.

Şekil 2’de görüldüğü gibi sıcaklığın artması yapının tamamen CrN ve γ’-Fe4N fazlarından oluşmasına sebep olmuştur. Bu olaya sebep olarak sıcaklık yükseldikçe krom atomlarının aktivasyonunun arttığı, bu nedenle azot atomları ile bağ yapma eğiliminin arttığı düşünülmektedir. İşlem sıcaklığı 500 oC’ye ulaştığında s-fazı içerisindeki azot atomları ostenit yapıdan ayrılmaya başlamış ve ortamdaki krom atomları ile birleşerek CrN çekirdeklerinin oluşmasına sebep olmuştur. V. Singh ve arkadaşları işlem süresi arttıkça oluşan CrN çekirdeklerinin büyüdüğünü tespit etmişlerdir [11]. Ayrıca sıcaklığın artışı yarı kararlı s-fazının kararlı γ’-Fe4N fazına dönüşmesine sebep olmaktadır [10].

Ti-6Al-4V

650°C

700°C

750°C

Ti2N(101)

α-Ti(100) TiN(111) α-Ti(002) β-Ti(110) α-Ti(101)

TiN (200)

α-Ti(102)β-Ti(200)

Ti2N(002)

TiN(220)

α-Ti(110)

α-Ti(103) / β-Ti(211)

Ti2N(202)TiN(311)

α-Ti(200)

α-Ti(112) α-Ti(201)

α-Ti(104)

31

0

5000

10000

15000

20000

25000

30000

30 40 50 60 70 80 90

2Theta, deg.

Inte

nsity

, cps

500°C-4h

450°C-4h

400°C-4h

316L

Şekil 2. %50H2-%50N2 gaz karışımında, 4 saatlik işlem süresinde, 400, 450 ve 500 oC’de nitrürlenmiş numunelerin XRD sonuçları

Şekil 3’de nitrürlenmiş 316L ve Ti-6Al-4V alaşımının kesit SEM görüntüsü verilmiştir. 316L çeliğinin nitrürleme işlemi sonrası bütün numune yüzeylerinde homojen bir modifiye tabaka oluşmuştur (Şekil 3a). Modifiye tabaka nitrürleme sıcaklığı ve zamanına göre farklı karakter göstermektedir. 400°C’de oluşan temel faz s-fazı (genişlemiş ostenit) dır ve Şekil 3a’da modifiye tabaka içerisinde beyaz renkli görünen alandır. Nitrürleme sıcaklığı ve zamanı arttıkça CrN ve γ’-Fe4N nitrürler oluşmaya başlar ve iç yapıda siyah noktalar halinde görünürler [10]. İşlem sıcaklığı 500°C’ye ulaştığı zaman siyah alanlar (nitrür miktarı) artar. Bu sıcaklıkta ayrıca modifiye tabaka içerisindeki s-fazı miktarı da azalır. Şekil 3b kesit resmi incelendiğinde sürekli ve belirgin bir bileşik tabakanın yüzeyde oluştuğu görülmektedir. Bileşik tabaka oluşumunda iki adım vardır. Birincisi, numune yüzeyinde aktif parçacıkların etkileşimi, ikinci ise numune içerisine doğru azot difüzyonudur. Aktif parçacıklar, yüzeyden Ti atomlarının ve impüritelerin saçılması ile numune yüzeyi ile etkileşime girer ve yüzeye yakın yerlerde TiN fazı oluşturur. Bu etkileşim özellikle δ-TiN fazının büyümesine yardımcı olur. Bu büyüme de nitrürleme şartlarına bağlıdır. Ti-6Al-4V içerindeki alaşım elementleri TiN fazının büyüme hızını yavaşlatır, fakat azotun içeriye difüze olma hızını artırır. Bileşik tabakada ilk olarak ε-Ti2N daha sonra δ-TiN fazı oluşur. 700°C sıcaklığın altında oluşan bileşik tabakanın büyüklüğü yeterli olmayıp tam olarak seçilememektedir. Fakat kesit resminde ve kesitten ölçülen mikrosertlik ölçümlerinde difüzyon tabakasının oluştuğu ve bu difüzyon tabakasının da taban malzeme ile tam bir sınırla ayrılmadığı görülmüştür.

s-fazı

CrN γ-Fe

γ’-Fe4N

32

Şekil 3. Nitrürleme sonrası oluşan difüzyon ve bileşik tabaka, 316L (a), Ti-6Al-4V (b)

Plazma nitrürlenmiş 316L çeliği ve Ti-6Al-4V alaşımının yüzey sertliği ve aşınma test sonuçları Tablo 2’de verilmiştir. Ti-6Al-4V alaşımı için işlemsiz numunenin ortalama sürtünme katsayısı 0.45 iken nitrürleme sonucu sürtünme katsayısında önemli bir değişiklik olmamıştır. 650°C nitrürlenen numuneler işlemsiz numune ile aynı sürtünme katsayısı değerine sahipken işlem sıcaklığı artıkça sürtünme katsayısı da bir miktar artmıştır. Sürtünme katsayısının seçilen nitrürasyon şartları ile değişmemesi literatürle uyumludur [9].

Tablo 2. Nitrürleme parametrelerine göre 316L ve Ti-6Al-4V çeliği için deneysel sonuçlar

Nitrürasyon parametreleri

Gaz karışımı

Sıcaklık

°C

Zaman

saat

Sertlik

HK0.01

Sürtünme

katsayısı

Aşınma

Oranı

mm3/Nm

x10-6

400 930-950 0.49-0.52 1.44

450 1150-1200 0.53-0.56 2.26 %50H2+%50N2

500

4

1300-1350 0.52-0.55 2.11 316L

İşlemsiz 316L 270-300 0.63-0.66 3.20

650 790-810 0.41-0.44 1.78

700 840-860 0.43-0.45 1.28 %25Ar+%75N2

750

2

1230-1260 0.48-0.50 0.88

Ti-6

Al-4

V

İşlemsiz Ti-6Al-4V 350-370 0.40-0.43 2.98

İşlem görmemiş Ti-6Al-4V alaşımının sertliği 350-370 HK0.01 iken, nitrürasyon işlemi sonrası sertlik artmıştır. En yüksek sertlik değeri tabaka içerisindeki nitrürlerin tamamen TiN fazından oluştuğu 750 °C sıcaklık ve 2 saat işlem süresinde nitrürlenmiş numunelerde ölçülmüştür. Ti-6Al-4V alaşımını nitrürasyon işlemi sonrası yüzeyde oluşan yoğun ve sert TiN fazı Ti-6Al-4V alaşımının aşınma oranını azaltmıştır. Bunun nedeni yüzey sertliğinde meydana gelen artıştır. İşlem sıcaklığı arttıkça doğru orantılı

CrN S-fazı a

Bileşik tabaka

Difüzyon tabakası

b

33

olarak yüzey sertliği artmış ve sertliğin artışı ile birlikte aşınma oranı da azalmıştır. Böylelikle Ti alaşımlarının en büyük dezavantajı olan aşınma davranışı da iyileştirilmiştir.

İşlem görmemiş 316L çeliğinin sertliği 270-300 HK0.01 olarak tespit edilirken, plazma ile nitrürlenmiş numunelerde sertlik 2-6 kat arasında artmıştır. Plazma ile nitrürleme sonunda elde edilen sertlik değerleri taban malzeme sertliğine ve işlem sonucu oluşan tabakanın kalınlığına bağlıdır. İşlem sıcaklığı arttıkça modifiye olmuş tabaka kalınlığı ve sertlik değeri de artmaktadır. Tabaka kalınlığının artışı taban malzemenin tabaka sertliği üzerine etkisini azaltır ve daha yüksek sertlik değerleri elde edilir. Yapı içerisinde oluşan CrN- γ’-Fe4N ikili nitrür yapısının sertliğinin düşük sıcaklıklarda yapıda baskın olan s-fazı sertliğinden yüksek olmasından dolayı işlem sıcaklığı arttıkça tabaka sertliğini önemli ölçüde artırmaktadır [12,13]. İşlemsiz numunenin ortalama sürtünme katsayısı 0.65 iken nitrürleme sonucu yüzey sertliği arttığı için sürtünme katsayısı 0.5 değerine düşmüştür. Genel olarak s-fazı içeren 400 °C-4 saat nitrürlenmiş numunelerde aşınma oranı nispeten yüksek elde edimiştir. İşlem sıcaklığı arttıkça yapıda sert CrN ve Fe4N oluşması aşınma miktarının azalmasına neden olmuştur. Aynı zamanda yapıdaki bu sert fazlar taban malzemeye adezyona bağlı olarak kırılmış ve abrazif parçacıklar oluşturmuş ve sonuçta aşınma oranını artırmıştır.

Şekil 3-4’de işlemsiz ve farklı şartlarda nitrürlenmiş 316L paslanmaz çelik ve Ti-6Al4V alaşımından numunelerin aşınma testi sonrası SEM görüntüleri verilmiştir. Hem 316L paslanmaz çelik hem de Ti-6Al-4V alaşımı için nitrürasyon sonucu aşınma iz genişliğinin azaldığı gözlemlenmiştir. 316L paslanmaz çelik numuneler için genellikle aşınma, yüzeyde bulunan modifiye tabakada gerçekleşmiş, transfer filmi oluşmuş ve abrazif partikül miktarı nispeten azdır. Abrazif partikül miktarının az olması kararlı bir aşınmanın ortaya çıkmasını sağlamıştır. 400°C’de nitrürlenmiş numunelerin aşınma izleri s-fazı (gri ton) içermekte olup, nitrürasyon işlemi sıcaklığı artıkça siyah bölgeler (CrN ve γ’-Fe4N) ortaya çıkmıştır (Şekil 3a). Ti-6Al-4V alaşımından yapılan numunelerde ise, tabaka içerisinde oluşan sert TiN fazı ve azot atomlarının difüzyonu ile genişleyen α-Ti fazı tabakaya destek görevi görerek plastik deformasyon miktarının azalmasına sebep olur. Böylece aşındırıcı ile nitrürlenmiş temas noktalarında adezif aşınmaya neden olan mikro kaynak oluşumu engellenerek aşınma oranının düşmesi sağlanmıştır. Şekil 4b’de 750°C’de 2 saat nitrürlenmiş numuneye ait aşınma izi ve kanalları verilmiştir. Aşınma esnasında bileşik tabakadan kopan sert parçacıklar aşınma esnasında abrasif etki yaparak aşınma izi üzerinde kanallar oluşmasına sebep olmuştur.

Şekil 3. 316L paslanmaz çeliğine ait aşınma izlerinin SEM görüntüleri (a) İşlemsiz (b) 750 °C-2 saat Nitrürlenmiş

a b

34

Şekil 4. Ti-6Al-4V alaşımına ait aşınma izlerinin SEM görüntüleri

(a) İşlemsiz (b) 400°C-4 saat nitrürlenmiş

4. Sonuçlar

Plazma nitrürasyon işlemi sonrası implant malzeme olarak kullanılan 316L paslanmaz çeliğinin ve Ti-6Al-4V alaşımının aşınma davranışının incelendiği bu çalışmada, numuneler farklı işlem süreleri ve sıcaklıklarında nitrürasyon işlemine tabi tutulmuş ve aşağıdaki sonuçlar elde edilmiştir.

• Nitrürasyon sonrası 316L paslanmaz çelik numuneler için 400°C de işlem görmüş numunelerde yapının ağırlıklı olarak s-fazından oluştuğu, sıcaklık arttıkça yapıda CrN ve γ’-Fe4N fazlarının oluştuğu tespit edilmiştir. Ti-6Al-4V alaşımı için ise, 650°C de yapıda Ti2N ve TiN fazlarının oluştuğu, sıcaklık arttıkça Ti2N fazının kaybolduğu gözlemlenmiştir.

• Proses parametrelerine bağlı olarak, nitrürasyon ile 316L paslanmaz çeliğinin sertliğinin 2-6 kat, Ti-6Al4V alaşımının 2-4 kat arttığı tespit edilmiştir. Ayrıca modifiye olmuş tabaka kalınlığının işlem sıcaklığı arttıkça arttığı belirlenmiştir.

• Ti-6Al-4V alaşımı için işlem sonrası sürtünme katsayısı fazla değişmezken, 316L paslanmaz çeliğinin sürtünme katsayısının nitrürasyon sonrası azaldığı gözlemlenmiştir.

• Her iki tip implant malzeme için de nitrürasyonun, aşınma oranını azalttığı, bir başka ifade ile aşınma direncini artırdığı tespit edilmiştir.

TEŞEKKÜR

Bu çalışma TÜBİTAK 104M222 nolu proje kapsamında desteklenmektedir.

a b

35

Referanslar

[1] Gümüşderelioğlu, M., 2002. Biyomalzemeler, Bilim Teknik, Temmuz. [2] Martin, B., 1998. Biomaterials, University of California, Davis, USA. [3] Pasinli, A., 2004. Biyomedikal uygulamalarda kullanılan biyomalzemeler,

Teknolojik Araştırmalar, 4, 25-34. [4] R. Hauert, “A review of modified DLC coatings for biological applications,”

Diam.Relat. Mater., vol. 12, pp. 583-589, 2003. [5] M. A. Wimmer, C. Sprecher, R. Hauert, G. Täger, A. Fischer, “Tribochemical

reaction on metal-on-metal hip joint bearings: A comparison between in-vitro and in-vivo results,” Wear, vol. 255, no. 7-12, 1007-1014, 2003.

[6] D. Dowson, “A comparative study of the performance of metallic and ceramic

femoral head components in total replacement hip joints,” Wear, vol. 190, no. 2, pp. 171-183, 1995.

[7] U. W. Bischoff, M. A. FreeMan, D. Smith, M. A. Tuke, P.J. Gregson, “Wear

induced by motion between bone and titanium or cobalt-chrome alloys,” The Journal of Bone and Joint Surgery. American Volume, vol. 76B, pp. 713-716, 1994.

[8] K. Hirakawa, T. W. Bauer, B. N. Stulberg, A. H. Wilde, M. Secic, “Characterization

and comparison of wear debris from failed total hip implants of different types,” The Journal of Bone and Joint Surgery. American Volume, vol. 78A, pp. 1235-1243, 1996.

[9] M. Rahman, I. Reid, P. Duggan, et al. Surf. Coat. Tech. 201 (2007) 4865. [10] Jeong B.Y., Kim M.H., Effects of pulse frequency and temperature on the nitride

layer and surface characteristics of plasma nitrided stainless steel Surf. Coat. Tech., 2001;137:249-254.

[11] Singh V., Marchev K., Cooper C.V., Meletis E.I., Intensified plasma-assisted

nitriding of AISI 316L stainless steel Surf. Coat. Tech., 2002;160:249-258. [12] Borgioli F., Fossati A., Galvanetto E., Bacci T., Glow-discharge nitriding of AISI

316L austenitic stainless steel: influence of treatment temperature Surf. Coat. Tech., 2005;200-7: 2474-2480.

[13] Fossati A., Borgioli F., Galvanetto E., Bacci T., Glow-discharge nitriding of AISI

316L austenitic stainless steel: influence of treatment time Surf. Coat. Tech., 2006;200-11:3511-3517.

36

37


İMPLANT MALZEME OLARAK KULLANILAN OSTENİTİK PASLANMAZ ÇELİKLERİN YÜZEY

MODİFİKASYONUNUN ÖZELLİKLERE ETKİSİ

Özgür Çelik, E.Sabri Kayalı, Hüseyin Çimenoğlu

İstanbul Teknik Üniversitesi, Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü, 34469 Maslak-İstanbul

1. Giriş

Metalik implant malzemeler (paslanmaz çelikler, kobalt-krom alaşımları ve titanyum alaşımları) biyomalzemeler içerisinde ekonomik ve klinik açıdan en önemli malzeme grubunu oluştururlar. Bu malzemeler içerisinde paslanmaz çelikler, maliyetinin düşük, korozyon direncinin yüksek, şekillendirilebilirlik kolay ve işlenebilirliği iyi olması nedeniyle en önemli grubu teşkil etmektedirler. Yük taşıma kapasitesinin yüksek oluşu nedeniyle paslanmaz çelikler özellikle kalça implantı üretiminde yaygın olarak kullanılmaktadır [1-3].

2. İmplant Uygulamalarında Kullanılan Paslanmaz Çelikler

İmplant uygulamalarında kullanılan paslanmaz çelikler, esas itibarı ile ostenitik mikroyapıya sahip olan Demir-Krom-Nikel (Fe-Cr-Ni) üçlü alaşımıdır. Bileşimlerinde bulunan nikel ostenitin kararlılığını arttırırken, krom çeliğe paslanmazlık özelliği kazandırır. Ostenitik paslanmaz çeliklerde genellikle % 7 - 20 nikel ve % 16 – 25 krom bulunur. Karbon içeriğinin % 0.03’ün üstünde olması durumunda mikroyapıda krom karbür çökelme tehlikesi vardır. Mikroyapılarında karbürlerin çökelmiş olduğu çelikler “duyarlı” olarak adlandırılır ve korozyona karşı çok dirençsizdirler. Ostenitik paslanmaz çeliklerin korozyon direncini artıran bir diğer alaşım elementi ise molibdendir. Artan molibden miktarı ile paslanmaz çeliklerin özellikle oyuklanma korozyon direnci de artmaktadır [1,4].

Günümüzde implant malzemesi olarak kullanılan en popüler ostenitik paslanmaz çelik türü Amerikan AISI standartlarına göre 316L kalitedir. AISI 316 L kalite paslanmaz çelik; %0,03’den az karbon, %10-14 Ni, %16-18 krom ve % 2 -3 molibden içermekte olup (AISI standartlarına göre), Avrupa standartlarında Tablo 1’de görüldüğü gibi üç ayrı grupta tanımlanmıştır.

Tablo 1 – Avrupa standartlarına göre AISI 316L kalite ostenitik paslanmaz çelik türleri

Kimyasal Bileşim (%) Standart Gösterim

C Cr Ni Mo

DIN 1.4404 X2CrNiMo17-13-2 0.03 17 12 2.2

DIN 1.4435 X2CrNiMo18-14-3 0.03 17.5 14.5 2.7

DIN 1.4441 X2CrNiMo18-14-3 0.02 17.3 13.9 2.9

38

Tablo 2’de çeşitli işlem koşullarına bağlı olarak 316L kalite paslanmaz çeliklerin mekanik özellikleri verilmiştir. Diğer paslanmaz çeliklere nazaran yüksek korozyon direncinin yanısıra üstün süneklik ve şekil değiştirme kabiliyetine de sahip olması bu çelikleri diğer sınıflara göre biyolojik uygulamalarda popüler hale getirmiştir [1]. Günümüzde implant amaçlı kullanım için geliştirilen en yeni paslanmaz çelik, ticari adı Rex 734 olan ve yüksek oranda (% 0,4 düzeyinde) azot içeren 21Cr-10Ni-2.5Mo ostenitik paslanmaz çeliğidir. Bileşim açısından Rex 734’ün 316L kaliteden en önemli farkı nikel oranının daha düşük ve krom oranının daha yüksek olmasının yanı sıra % 0,4 düzeyinde azot içermesidir. Nikelin düşük olması bu çeliğin neden olabileceği nikel alerjisi eğilimini azaltmaktadır. Rex 734’ün soğuk işlem sonrası mukavemeti ticari adı EN58J olan 18Cr-10Ni içeren ve çift vakum ergitme yapılmış (316LVM) ostenitik paslanmaz çeliklere göre oldukça geliştirilmiştir. Aynı zamanda korozyon ve korozyonlu yorulma direnci de oldukça yüksektir [2].

Tablo 2. İmplant malzeme üretiminde kullanılan paslanmaz çelikler ve mekanik özellikleri

[1,5].

ASTM gösterimi Yaygın/ticari

ismi Koşul Elastisite

Modülü (GPa)

Akma Mukavemeti

(MPa)

Çekme Mukavemeti

(MPa)

Yorulma dayanım sınırı (10-7 çevrimde,

R = -1) (MPa) F745

Döküm 316L Tavlanmış 190 221 483 221-280

Tavlanmış 190 331 586 241-276 %30 Soğuk işlem görmüş

190 792 930 310-448 F55 (çubuk, tel)

F56 (sac, levha)

F138 (çubuk, tel)

F139 (sac, levha)

AISI 316 LVM*

AISI 316L

AISI 316L

AISI 316L

Soğuk dövme uygulanmış

190 1213 1351 820

F 1586 Rex 734 Tavlanmış 200 485 860 * Çift Vakum Ergitme

3. Ostenitik Paslanmaz Çeliklerin Nitrürlenmesi

Paslanmaz çeliklerden imal edilen ortopedik implantların insan vücudunda kalma süresi genellikle 10-15 yıl ile sınırlı olup, bu süre sonunda protezin işlevini yitirmesi nedeniyle çok zor olan ikinci bir operasyonla eskisinin çıkarılıp, yeni protezin takılması gerekebilmektedir [1]. Vücut içerisinde korozyon ve aşınmanın birlikte etkisi implantların başlıca hasar nedeni olduğundan, yüzey özelliklerinin geliştirilmesiyle bunların vücut içerisinde kalma sürelerinin artabileceği beklenmektedir. İmplantların daha uzun süreler (hedef 25 yıl) vücut içinde kalabilmeleri için, uygulanacak yüzey işleminin korozyon direncinden taviz vermeden mekanik özellikleri (aşınma ve yorulma direnci gibi) geliştirilmesi gereklidir.

İlk olarak 1986 yılında korozyon direncinde herhangi bir kayıp olmaksızın ostenitik paslanmaz çeliklerin yüzeylerinin iyon implantasyonu ile azotça zenginleştirilerek sertleştirilebileceği belirlenmiştir [6]. Düşük sıcaklıklarda yapılan plazma nitrasyon işlemi yüzeyde krom nitrür oluşturmaksızın azotun çeliğe difüze olmasını sağlamaktadır. Böylece yüzeyde 10-30 μm kalınlıkta azotça aşırı doymuş yarı kararlı bir katı çözelti (S-fazı) oluşmakta, azotun kristal latisi distorse etmesi sonucu 1300 HV mertebelerinde sertliğe ulaşılabilmektedir. Plazma nitrasyon yöntemi ile yüzeyde S-fazının oluşturulması ostenitik paslanmaz çeliğe oldukça yüksek bir yüzey sertliği kazandırmasının yanı sıra korozyon, aşınma ve yorulma direncini de olumlu yönde etkilemektedir [7-14].

Son yıllarda yapılan araştırmalar, plazma nitrasyon işlemine alternatif olarak gaz nitrasyon işleminin ostenitik paslanmaz çeliklerin yüzey özelliklerini geliştirmeye yönelik umut vaad edici sonuçlar verdiğini ortaya çıkarmıştır [15,16].

39

İTÜ Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü’nde akışkan yatak teknolojisi ile ostenitik paslanmaz çeliklerin yüzeyinde S fazı oluşturmaya yönelik çalışmalar yapılmaktadır. Şekil 1’de 316 L kalite çeliğin yüzeyinde 5 μm kalınlığında akışkan yatak teknolojisi ile nitrürleme sonucu oluşturulan S-fazı tabakası görülmektedir.

Şekil 1. İTÜ Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü’nde akışkan yatak teknolojisi kullanılarak nitrürleme sonucu 316L ostenitik paslanmaz çelik yüzeyinde oluşturulan S-fazı tabakası.

Şekil 1’de görülen çeliğin X –ışınları çalışmalarında sadece ostenit pikleri bulunmuş ve katı eriyiklerin karakteristik özelliği olarak orijnal duruma göre piklerin genişleyip sola doğru kaydığı belirlenmiştir (Şekil 2). Piklerdeki bu genişleme ve kayma arayer atomlarının ostenit fazı içerisinde çözünmesinden kaynaklanmaktadır.

Şekil 2. Orijinal ve S fazı kaplanmış (Şekil 1) 316L kalite ostenitik paslanmaz çeliğe ait X-ışınları difraksiyon paterni (γ: orijinal durumdaki paslanmaz çeliğe ait ostenit, γex: akışkan yatakta nitrasyona tabi tutulan paslanmaz çeliğin yüzeyindeki S-fazına ait ostenit).

316L ve Rex 734 ostenitik paslanmaz çeliklerin yüzeylerinden yapılan sürekli yüklemeli sertlik testi sonuçları Şekil 3’de verilmiştir. Nitrürlenmiş 316L ostenitik paslanmaz çeliğin en dış yüzeyinde oldukça yüksek sertliğe (yaklaşık 1600 HV) sahip olduğu görülmüştür. Sertlik ucunun batma derinliğinin artması ile beraber sertlik azalmıştır. 316L ostenitik paslanmaz çeliğin nitrürlenmemiş orjinal durumuyla ve Rex 734 referans malzemesi ile karşılaştırıldığında nitrürleme işlemi ile 5 kat daha yüksek yüzey sertliği elde edildiği saptanmıştır.

20 μm

40

0

500

1000

1500

2000

0 2 4 6 8Batma Derinliği (μm)

Sertl

ik (H

V)

Nirürlenmiş

Orjinal

Rex 734 - ReferansMalzeme

Şekil 3. 316L ostenitik paslanmaz çeliğin orjinal ve nitrürlenmiş durumda ve Rex 734 paslanmaz çeliğinin Vickers ucu batma derinliğine bağlı olarak yüzey sertliklerinin değişimi.

Akışkan yatak teknolojisi ile yapılan S fazı kaplama işlemi sonrasında oldukça yüksek sertlik değeri (1600 HV) elde edilmiş olmasına rağmen, 180° eğme deneyinde yüzeyde herhangi bir kırılma ve çatlama belirtisine rastlanmamıştır (Şekil 4). Bu durum, S fazı kaplama işleminin yüzey sertliğini önemli oranda artırırken herhangi bir kırılganlığa yol açmadığını göstermektedir.

Şekil 4. Nitrürlenmiş 316L ostenitik paslanmaz çeliğin 180° eğme deneyi sonrası görünümü.

316L ve Rex 734 ostenitik paslanmaz çeliklerinin % 3,5 HCl çözeltisinde 24 saat süreyle yapılan korozyon deneyi sonuçları Şekil 5’de verilmiştir. 316L ostenitik paslanmaz çeliğinin nitrürleme sonrası orjinal duruma ve Rex 734 ostenitik paslanmaz çeliğine göre benzer korozyon direnci gösterdiği, akışkan yatakta yapılan düşük sıcaklık nitrürlemesinin 316L ostenitik paslanmaz çeliğinin korozyon direncini değiştirmediği görülmüştür.

Şekil 5. 316L ve Rex 734 ostenitik paslanmaz çeliklerinin %3,5 HCl çözeltisinde rölatif korozyon dirençleri.

41

316L ve Rex 734 ostenitik paslanmaz çeliklerinin kuru ortamda ve %3,5 NaCl çözeltisi içerisinde yapılan aşınma deneyi sonuçları Şekil 6’da verilmiştir. Her iki aşınma ortamında da nitrürlenmemiş 316L ostenitik paslanmaz çelik Rex 734 referans malzemesine göre yaklaşık 4 kat yüksek aşınma direnci göstermiştir. Nitrürleme işlemi 316L ostenitik paslanmaz çeliğin aşınma direncini hem kuru aşınma koşullarında hem de % 3,5 NaCl çözeltisi içerisinde önemli derecede arttırmıştır. Nitrürleme işlemi ile 316L ostenitik paslanmaz çelikte Rex 734 referans malzemesine göre kuru aşınmada 20 katlık bir aşınma direnci artışı sağlanırken, % 3,5 NaCl çözeltisi içerisinde bu artış 30 katı bulmuştur. Özellikle % 3,5 NaCl çözeltisi içerisinde sağlanan bu artış 316L ostenitik paslanmaz çeliğinin vücut içerisindeki uygulamaları için oldukça önemlidir.

0 10 20 30 40

AISI 316L

Rex 734

Rölatif Aşınma Direnci

NitrürlenmişOrjinal

0 10 20 30 40

AISI 316L

Rex 734

Rölatif Aşınma Direnci

NitrürlenmişOrjinal

(a)

(b)

Şekil 6. 316L ve Rex 734 ostenitik paslanmaz çeliklerinin (a) kuru, (b) %3,5 NaCl çözeltisinde rölatif aşınma dirençleri.

Sonuçlar İmplant malzemesi olarak yaygın kullanıma sahip olan 316L kalite paslanmaz

çeliğin insan vücudunda kalma süresinin uygun bir nitrasyon işlemi ile artırılması mümkündür. Bu kullanım ömründeki artış nitrürleme işlemi ile yüzeyde nitrür ve karbür içermeyen katıeriyik tabakası oluşturulması (S-fazı) halinde mümkündür. İTÜ Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü’nde yapılan çalışmalarda, 316L ostenitik paslanmaz çelik yüzeyinde 1600 HV sertliğinde S-fazı oluşturulmuş ve böylece korozyon direncinden ve süneklikten taviz vermeden aşınma direncinde 20-30 kat mertebelerinde önemli artışlar sağlanmıştır.

42

Kaynaklar

[1] B.D. Ratner, A.S. Hoffman, F.J. Schoen, J.E. Lemons, Biomaterial Science: An Introduction to Materials in Medicine, Academic Press, USA, 1996.

[2] P.A. Dearnley, A review of metallic, ceramic and surface-treated metals used for bearing surfaces in human joint replacements, Proc Instn Mech Engrs, Vol 213, Part H, 1999, 107-135.

[3] D.H.Kohn, Metals in medical applications, Current Opinion in Solid State and Materials Science, 1998, 3:309-316.

[4] E.S.Kayalı, H. Çimenoğlu, K.Şeşen, Çelik Seçimi, T.M.M.O.B. Metalurji Mühendisleri Odası, 22-24 Ocak 2003, İskenderun.

[5] http://www.allvac.com/pages/Steel/UNSS31675.htm

[6] K.Ichii, K.Fujimura, T.Takase, Tech. Rep. Kansai Univ. 27 (1986) 135-144.

[7] N. Mingolo, A.P. Tschiptschin, C.E. Pinedo, On the formation of expanded austenite during plasma nitriding of an AISI 316L austenitic stainless steel, Surface and Coating Technology 201 (2006), 4215-4218.

[8] A. Fossati, F. Borgioli, E. Galvanetto, T. Bacci, Corrosion resistance properties of glow-discharge nitrided AISI 316L austenitic stainless steel in NaCl solutions, Corrosion Science 48 (2006), 1513-1527.

[9] M. Tsujikawa, D. Yoshida, N. Yamauchi, N. Ueda, T. Sone, S. Tanaka, Surface material design of 316 stainless steel by combination of low temperature carburizing and nitriding, Surface and Coating Technology 200 (2005), 507-511.

[10] M.K. Lei, X.M. Zhu, Plasma-based low-energy ion implantation of austenitic stainless steel for improvement in wear and corrosion resistance, Surface and Coating Technology 193 (2005), 22-28.

[11] L. Nosei, M. Avalos, B. J. Gómez, L. Nachez, J. Feugeas, Stability under temperature of expanded austenite developed on stainless steel AISI 316L by ion nitriding, Thin Solid Films 468 (2004), 134-141.

[12] C. X. Li, T. Bell, Corrosion properties of active screen plasma nitrided 316 austenitic stainless steel, Corrosion Science 46 (2004), 1527-1547.

[13] C. X. Li and T. Bell, Sliding wear properties of active screen plasma nitrided 316 austenitic stainless steel, Wear 256 (2004), 1144-1152.

[14] Y.Sun, Enhancement in corrosion resistance of austenitic stainless steels by surface alloying with nitrogen and carbon, Materials Letters 59 (2005), 3410-3413.

[15] J.Baranowska, S.E.Franklin, A.Kochmanska, Wear behaviour of low-temperature gas nitrided austenitic stainless steel in a corrosive liquid environment, Wear 263 (2007), 669-673.

[16] E.Haruman, Y.Sun, H.Malik, A.G.E.Sutjipto, S.Mridha, K.Widi, Low temperature fluidized bed nitriding of austenitic stainless steel, Solid State Phenomena 118 (2006), 125-130.

43


İMPLANT UYGULAMALARI İÇİN Ti6Al4V ALAŞIMININ YÜZEYİNİN MODİFİKASYONU

M.Günyüz, F.B.Özler, M.Baydoğan, H.Çimenoğlu, E.S.Kayalı

İTÜ Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü

34469 Maslak İstanbul

1. Giriş

Titanyum ve alaşımları yüksek dayanım, yüksek ergime sıcaklığı, korozyon dayanımı ve tribolojik özellikleri ile uzay, denizcilik ve biyomedikal uygulamalarda geniş kullanım alanı bulmaktadır [1]. Mekanik dayanımları, kimyasal kararlılıkları ve biyouyumlulukları ile dental ve ortopedik uygulamalarda yaygın olarak tercih edilmektedir [2,3,4].

Biyolojik ortamlarda kullanılacak malzemelerin sahip olması gereken en önemli özelliklerden biri, malzemenin kullanıldığı ortamla uyumlu olması ve bu ortam tarafından reddedilmemesidir. Biyouyumluluk olarak tanımlanan bu özellik, yüzeyde oluşan oksit tabakasının yapısına, morfolojisine ve kompozisyonuna bağlıdır [5,6]. Biyouyumluluk sağlandıktan sonra, alaşım, sahip olduğu mekanik özelliklere göre vücudun farklı bölgelerinde implant olarak kullanılabilmesi mümkün olur [7].

Biyomedikal uygulamalarda genellikle, ticari saflıktaki titanyum ve Ti6Al4V alaşımı kullanılmaktadır. Bunun nedeni, sahip oldukları yüksek biyouyumluluğun yanı sıra, titanyum alaşımlarının elastisite modülünün, kemiğinkine daha yakın olmasıdır. Öyle ki, titanyum alaşımlarının elastisite modülü yaklaşık 120 GPa olup, bu değer, implant olarak kullanılan paslanmaz çelik ve kobalt krom alaşımlarının yaklaşık yarısı kadardır. Yoğun kemiğin elastik modülünün 1-20 GPa arasında değiştiği göz önüne alındığında, titanyum alaşımlarının kemiğinkine en yakın elastik modül değerine sahip olduğu görülür ve bu özellik vücut içerisinde kullanılan bir implantın kemikle daha yüksek oranda bütünleşmesini sağlayıcı bir faktördür. Öte yandan, titanyum alaşımları paslanmaz çelik ve kobalt-krom alaşımlarından daha düşük yoğunluğa sahiptir [7-10].

Titanyum alaşımlarının kullanım sırasındaki en büyük dezavantajı, düşük aşınma direncine sahip olmasıdır ve bu durum alaşımın, yüzeyinin kimyasal ve fiziksel özellikleriyle yakından ilişkilidir. Günümüzde, yüzey özelliklerinin arttırılması amacıyla, titanyum alaşımlarına, sol jel, kimyasal buhar biriktirme, iyon sıçratma, termal oksidasyon, anodik oksidasyon, plazma püskürtme ve mikro ark oksidasyon gibi işlemler uygulanmaktadır. Bu yöntemlerle yüzeyde oluşturulan oksit tabakası, alaşımının kullanım sırasında sahip olacağı, fiziksel ve mekanik özellikler ile biyouyumluluk açısından belirleyicidir.

Bu çalışmada Ti6Al4V alaşımına uygulanan mikro ark oksidasyon ve sol–jel yöntemleri sonucu yüzeyde oluşan oksit tabakasının fiziksel ve mekanik özellikleri karşılaştırılarak, biyouyumluluklarının değerlendirilmesi amaçlanmıştır.

44

2. Mikro ark oksidasyon ve sol jel yönteminin değerlendirilmesi

Mikro ark oksidasyon işlemi, elektrokimyasal bir hücrede gerçekleştirilmektedir. Bu hücrede yüzeyi okside olacak metal, anot olarak bağlanır, katot olarak ise genellikle paslanmaz çelik kullanılır. Elektrolit olarak çoğunlukla alkali çözeltilerin kullanıldığı mikro ark oksidasyon işleminde anot ile katot arasına yüksek voltaj değerleri uygulanarak yüzeyin oksitlenmesi sağlanır. İTÜ Metalurji ve Malzeme Mühendisliği Bölümü’nde yaptığımız çalışmada Ti6Al4V alaşımı, alkali esaslı bir çözelti kullanılarak 550 V değerinde ve 5 dakika süreyle mikro ark oksidasyon işlemi yapılmıştır. Şekil 1’de, işlem sonrasında alaşımın yüzeyinin taramalı elektron mikroskobu fotoğrafı görülmektedir. Yüzeyde, boyutları 1-3 �m arasında değişen boşluklar görülmektedir. Bu boşluklar, deşarj kanalları olarak tanılanmaktadır ve mikro ark oksidasyon sonrasında oluşan tipik görüntülerdir. Öte yandan EDS analizi yüzeyde görülen küçük boyutlu partiküllerin, kalsiyum ve fosforca zengin olduğunu ve Ca/P oranının 1.64 olduğunu göstermiştir. Biyouyumluluk bakımından yüzeyde oluşması arzu edilen hidroksiapatitin Ca/P oranının 1.67 olduğu [11] dikkate alındığında, Ti6Al4V alaşımının yüzeyinin mikro ark oksidasyon işlemi sonucu biyouyumluluk açısından uygun olduğu görülmektedir. Girdap akımları yöntemiyle çalışan kalınlık ölçüm cihazı, yüzeydeki oksit tabakasının yaklaşık 30 �m kalınlığında olduğunu göstermiştir.

Şekil 1. Mikro ark oksidasyon işlemi uygulanmış Ti6Al4V alaşımının yüzeyinin taramalı elektron mikroskobu görüntüsü.

Sol jel yönteminde ise, titanyum propoksit kullanılarak TiO2 solü hazırlanmış ve 24 saat bekletildikten sonra, numuneler hazırlanan sole daldırılarak kaplama gerçekleştirilmiştir. Her bir daldırma işleminden sonra numuneler kuruması için 15 dakika bekletildikten sonra tekrar kaplanmış ve bu işlem toplam altı kez gerçekleştirilerek çok katlı bir oksit tabaksının oluşturulması amaçlanmıştır. Son kaplamadan sonra numuneler 500°C sıcaklık aralığında bir saat etüvde tutulmuş ve daha sonra fırında soğutularak işlem tamamlanmıştır. Sol jel işlemi uygulandıktan sonra 500°C’de 1 saat etüvde tutulan Ti6Al4V alaşımının taramalı elektron mikroskobu fotoğrafı örnek olarak Şekil 2’de görülmektedir. Yüzey, genel olarak homojen bir yapıda olup, 1 �m boyutunda oyuklar içermektedir. EDS analizi sonucu, yüzeyin titanyum ve oksijence zengin olduğu görülmüştür. Yüzey profilometresi ile yapılan kalınlık ölçümlerinde ise oluşan oksit tabakasının kalınlığının yaklaşık 105 nm olduğu belirlenmiştir.

45

Şekil 2. Sol jel işlemiyle yüzeyi kaplandıktan sonra 500°C’de etüvde 1 saat tutulan Ti6Al4V alaşımının yüzeyinin taramalı elektron mikroskobu fotoğrafı.

Sol jel yöntemiyle oluşturulan oksit tabakasının biyouyumluluk özellikleri, numunelerin simüle vücut sıvısı (SBF) içerisinde 7 gün süreyle bekletildiği ve sonrasında yüzeyde apatit oluşumunun denetlendiği in vitro testlerle incelenmiştir. Bu süre sonunda numune yüzeyinde taramalı elektron mikroskobu ile yapılan incelemelerde kalsiyum ve fosforca zengin bir oluşum görülmemiştir.

Mikro ark oksidasyon ve sol jel yöntemiyle Ti6Al4V alaşımının yüzeyinde oluşturulan oksit tabaksının yüzey pürüzlülüğü ve ıslatma açısı belirlenmiş ve diğer özeliklerle birlikte karşılaştırmalı olarak Tablo 1’de verilmiştir.

Tablo 1. Mikro ark oksidasyon ve sol jel yöntemiyle oluşturulan oksit tabaksının fiziksel özellikleri.

Özellik Mikro ark oksidasyon Sol jel

Kalınlık 30 μm 105 nm

Yüzey pürüzlülüğü, Ra, μm 0.7 0.04

Islatma açısı (saf su), derece 34 46

Apatit oluşumu Var (Ca/P = 1.64) Yok

Sertlik 275 739

Tablo 1’de verilen özellikler karşılaştırıldığında, mikro ark oksidasyon yöntemiyle sol jel yöntemine göre, daha kalın, daha pürüzlü ve temas açısı daha düşük bir oksit tabakasının elde edildiği görülmektedir. Yüzey pürüzlülüğünün yüksek, yüzey temas açısının düşük değerlerde olması vücut içi kullanımda dokuyla bütünleşmemeyi arttırıcı unsurlardır. Öte yandan, mikro ark oksidasyon işlemiyle oluşan oksit tabakasında kalsiyum ve fosforca zengin partiküller gözlenmiş ve bu partiküllerdeki Ca/P oranının apatitin Ca/P oranına oldukça yakın olduğu belirlenmiştir. Ancak, daha düşük pürüzlülük, daha yüksek temas açısı değerleri veren sol jel yöntemi sonrasında, simüle vücut sıvısı içerisinde bekletilen örneklerde herhangi bir apatit oluşumu gözlenmemiştir. Numunelerin yüzey sertlikleri incelendiğinde, sol – jel yöntemiyle kaplanmış numunelerin yüzey sertliklerinin 739 HV olduğu görülmüştür. Ti6Al4V alaşımının orijinal sertliğinin 463 HV olduğu göz önüne alınırsa bu kaplama yöntemiyle daha sert bir yüzey elde edildiği görülmüştür. Mikro ark oksidasyon işlemi uygulanmış numunenin yüzey sertliği ise 275 HV olup, yüzey sertliğinin orijinal numuneye göre

46

düşük olması, muhtemelen oluşan oksit filminin poröz yapısından kaynaklanmaktadır. Mikro ark oksidasyon uygulanmış numunelerde oksit tabakasının daha kalın olması mekanik ve korozif etkilere karşı daha yüksek bir direnç sağlayabilecek bir niteliktedir. Bu bulgular, birlikte değerlendirildiğinde, mikro ark oksidasyon işlemi uygulanmış alaşımın biyouyumluluk açısından daha iyi özelliklere sahip olduğu anlaşılmaktadır.

3. Sonuçlar

İmplant uygulamalarında yaygın kullanımı olan Ti6Al4V alaşımının yüzeyinde iki farklı yöntemlerle oksit tabakası oluşturulmuş ve oluşan oksit tabakası, fiziksel ve mekanik özellikler ile biyouyumluluk açısından karşılaştırılmıştır. Mikro ark oksidasyon işlemi sonucu Ti6Al4V alaşımının yüzeyinde yaklaşık 30 �m kalınlığında poröz bir oksit tabakası elde edilmiştir. Mikro ark oksidasyon işlemiyle oluşturulan oksit yüzeyi, sol jel yöntemine göre daha yüksek yüzey pürüzlülüğü ve daha düşük temas açısına sahip olup, ayrıca yüzeyde işlem sırasında hidroksiapatit oluşumu sağlanmıştır. Sol gel yöntemiyle elde edilen yüzeyde ise simüle vücut sıvısı içerisinde 7 gün bekletilen numunelerde hidroksiapatit oluşumu gözlenmemiştir. Bu bulgular, mikro ark oksidasyon işlemiyle biyouyumluluğu daha yüksek bir oksit tabaksı elde edilebileceğini işaret etmektedir.

Teşekkür

Bu çalışma, 105M062 nolu TÜBİTAK projesi kapsamında gerçekleştirilen deneysel faaliyetlerinin bir bölümünden hazırlanmıştır.

Kaynaklar

[1] Leyens, C., and Peters, M., Titanium and Titanium Alloys, WILEY-WCH Verlag GmbH & Co, Weinheim, 2003..

[2] Yerokhin, A.L., Nie, X., Leyland, A., and Matthews, A.; Surface and Coatings Technology, 130, 195 – 206, 2000.

[3] Yingjun, W., Kaihui, N., Xiaofang, C., Chengyun, N., and Lingyu, W., Rare Metals, 25, 84, 2006.

[4] Deuis, R. L., Subramanian, C., Yellup, J. M., Composites Science and Technology, 57 415-435, 1997.

[5] Song, W., Jun, Y., Han, Y., and Hong, S.; Biomaterials, 25, 3341 – 3349, 2004. [6] Brunette, D.M., Tengvall, P., Textor, M., Thomsen, P. Titanium in medicine,

material science, surface science, engineering, biological response and medical applications. Berlin, Germany, Springer, 2001.

[7] Akdaş, Y.F. Termal Oksidasyon Yöntemi ile Cp-Ti ve Ti6Al4V alaşımının Yüzey Modifijkasyonu, Yüksek Lisans Tezi, İTÜ Fen Bilimleri Enstitüsü, İstanbul, Şubat 2006.

[8] Samsonov, V., Hiterer, M., US Patent, 4,978,432, Dec. 18,1990. [9] Edith, S., Benno, R., Michael, W., US Patent, 5,264,113, Nov. 23,1993. [10] Erokhine, A., Voevodin, A., Schmertzler, R., US Patent, 5,720,866, Feb. 24, 1998. [11] Li, L., Kong, Y., Kim, H., Kim, Y., Kim, H., Heo, S., Koak, J., Biomaterials, 25,

2867-2875, 2004.

47

TMMOB MAKİNA MÜHENDİSLERİ ODASI II. ULUSAL TIBBİ CİHAZLAR İMALATI SANAYİ KONGRE VE SERGİSİ SAMSUN, 19 – 20 EKİM 2007 DAHA GÜVENİLİR İMPLANT TASARIMLARI İÇİN OLASILIĞA

DAYALI TASARIM YÖNTEMLERİNİN KULLANILMASI

İrfan Kaymaz, Özgü Bayrak, Ayhan ÇELİK Atatürk Üniversitesi, Makine Mühendisliği Bölümü, 25240-Erzurum

1. Giriş

Mühendislik tasarımındaki ana hedef, bir sistemin veya ürünün boyutlarını, malzemesini ve çalışmasını, istenilen ihtiyaçlara cevap verecek şekilde belirlemektir. Bu hedefi gerçekleştirmek için kullanılan metotlarda ve yaklaşımlarda bir kısım tasarım parametrelerin doğasında var olan belirsizlikleri ve varyasyonları gidermek için emniyet katsayısı kullanılmaktadır ve bu yaklaşım deterministik tasarım olarak adlandırılır [1]. Böylece yüklemenin maksimum değeri ve malzeme özelliklerin ise minimum değerleri dikkate alınarak emniyetli bir tasarım yapılmaya çalışılır. Ancak bu yaklaşım ya gereğinden daha büyük boyutlara sahip bir tasarımın elde edilmesine ve dolayısıyla tasarlanan ürünün ekonomik olmasını engellemekte veya kimi durumlarda güvenilir bir tasarıma yol açmamaktadır. Bunun yerine son zamanlarda olasılık tasarımına dayalı güvenirlilik yöntemleri geliştirilmek suretiyle rasgele değişkenlerin sadece ortalama değerleri değil bu değişkenlerin olasılık dağılım fonksiyonları tasarım aşamalarına dâhil edilmektedir [2]. Böylece belirlenen güvenirlilik düzeyinde tasarım yapma imkânı ortaya çıkmakta bu ise tasarımın daha emniyetli ve ekonomik olmasını sağlamaktadır.

Özellikle dünya çapında her yıl yarım milyonun üzerinde total kalça artroplastisi

(TKA) operasyonun yapıldığı dikkate alınırsa, bu kalça protezinin tasarım parametrelerindeki varyasyonlarının, total kalça protezinin hizmet ömrü üzerinde etkilerinin belirlenmesi oldukça önem kazanmaktadır. Bu tür çalışmalarda sonlu elemanlar metodu (SEM) TKA sonrası kalçadaki mekanik durumu modellemede oldukça sıklıkla kullanılan bir yöntemdir [3]. Ancak bu çalışmalarda tasarım değişkenlerindeki varyasyonlar dikkate alınmadığından gerçek duruma yakın sonuçların elde edilmesi zordur.

Son yıllarda olasılığa dayalı yaklaşımlar ortopedik uygulamalarda da sıklıkla

kullanılmaya başlanmıştır [4]. Nicolla vd. [5], malzeme özelliklerinde ve uygulanan yüklerdeki varyasyonları dikkate alarak, üç faklı çimento hasar modeli için hasar olasılığını, olasılığa dayalı yöntemler kullanarak belirlemişlerdir. Bah ve Brown [6], kalça protezinin geometrisinde, malzeme özelliğinde ve üzerine gelen yüklerdeki varyasyonları dikkate alarak olası hasar modunu ve hangi parametrelerin bu hasar moduna en fazla etkilediklerini araştırmışlardır. Son yıllarda, total kalça protezinin optimum şeklini belirlemede varyasyonlar dikkate alınarak, belirlenen güvenirlilik seviyesinde kalça protezinin optimum şekli tespit edilmeye çalışılmıştır [7]. Yapılan bu tür çalışmalardaki temel amaç, kalça protezine gelen yükleri daha gerçekçi bir şekilde modellemek ve malzeme özelliklerinin doğasında mevcut olan varyasyonları tasarım aşamasına ilave etmektir.

48

Bu nedenle, bu çalışmanın temel amacı total kalça protezinin davranışını belirlemede sıklıkla kullanılan deterministik yaklaşımların bir adım daha önüne geçilerek, olasılığa dayalı yöntemleri kullanmak suretiyle daha gerçekçi sonuçlara varmaktır. Bu amaçla, çimentolu total kalça protezinin maruz kaldığı yüklerdeki varyasyonu dikkate alarak maksimum Von Mises gerilmesindeki değişimleri belirlemektir.

Bunu gerçekleştirmek için, total kalça protezi Pro/Engineer programı vasıtasıyla

modellenmiş ve ANSYS/Workbench ortamına aktarılarak sonlu elemanlar modeli oluşturulmuştur. Yüklemelerdeki varyasyonların total kalça protezindeki gerilme dağılımına olan etkisi ANSYS/DesignXplorer kullanarak belirlenmiş ve sonuçlar deterministik gerilme dağılımı ile karşılaştırmalı olarak verilmiştir.

2. Yöntemler 2.1. Mühendislik tasarımında güvenirlilik analizi

Mühendislik tasarımında, tasarım parametrelerindeki belirsizlikleri tasarım sürecine ilave etmek için gerekli adımlar takip eden bölümde detaylı açıklanmıştır. Bu adımların gerçekleştirilmesiyle hedeflenen belirli bir güvenirlilik düzeyinde tasarımlar gerçekleştirilir.

2.1.1.Olası hasar modellerinin tespit edilmesi Mühendisler, incelenen makine elemanının veya yapının genel davranışlarını,

emniyetli bir tasarım elde etmek için çok iyi anlamak zorundadırlar ve tasarımları, en kritik durum dikkate alarak geliştirmelidirler. Bu durum olasılığa dayalı tasarımda hasar modelinin veya performans fonksiyonunun tanımlanması ile belirtilir. Örneğin uç bir kuvvete maruz bir ankastre kiriş için, kendisiden beklenen fonksiyonu yerine getirememesi, kuvvetten doğacak gerilmelerin (S) ankastre kiriş için belirlenen taşıyabileceği maksimum gerilmeyi (R) aşması durumu olarak belirlenebilir. Bu durum için hasar modeli veya performans fonksiyonu aşağıdaki gibi tanımlanabilir:

[ ] 0 - )G( fonksiyonu performans ≤= SRY (1)

Kritik durum makine elemanında değişik noktalarda meydan gelebilir. Makine elemanın bazı bölgelerinde birden fazla kritik durum oluşabilir. Bu nedenle uygun bir performans fonksiyonun belirlenmesinde mühendislik bilgisi en önemli rolü oynar.

2.1.2. Tasarım değişkenlerinin istatistiksel olarak belirlenmesi Olasılığa dayalı tasarımı gerçekleştirebilmek için rasgelelik özelliği gösteren

tasarım değişkenlerine ait olasılık dağılım fonksiyonu belirlenmelidir. Bu olasılık dağılım fonksiyonlarının belirlenmesi, rasgele değişkenlere ait geçmiş tecrübelerden elde edilmiş veriler veya çok sayıda deney yapılarak, istatistiksel yöntemler yardımıyla elde edilir. Yukarıda verilen kiriş örneği dikkate alındığında, örneğin kiriş malzemesinin maksimum gerilmesi bu malzemenin akma gerilmesi olarak belirlenirse, aynı malzemeden pek çok sayıda numunenin çekme deneyi sonuncu elde edilen akma gerilmesinin istatistiksel dağılımı elde edilmelidir.

49

2.1.3. Kabul edilebilir bir hasar olasılığının belirlenmesi Kabul edilebilir hasar olasılığı, olasılık analizinden elde edilen sonuçların kabul

edilebilir bir tasarım olup olmadığını belirlemede bir kriter olarak önemli bir rol oynar. Örneğin ankastre kirişin hasar olasılığını 1x10-5 olarak tayin edilirse, olasılığa dayalı analizden elde edilen boyutlarda bu tayin edilen hasar olasılığına uygun değerler olarak belirlenir.

2.1.4.Klasik yöntemlerin kullanılması Olasılığa dayalı tasarım, geleneksel analiz yöntemleri ve sonlu elemanlar

metodu gibi yaklaşımların yerini alan bir yöntem değildir. Aksine, bu yöntemler olasılık tasarım sürecinin bütünleştirici kısmını oluştururlar. Olasılık tasarımı Şekil 1’de gösterildiği gibi var olan klasik yöntemler etrafında oluşturulur. Yukarıdaki örnekte de görüldüğü gibi performans fonksiyonundan hata olasılığını hesaplayabilmek için ankastrede uç kuvvetten dolayı oluşacak gerilmenin hesap edilmesi gerekmektedir ki bu da klasik yöntemleri veya sonlu elemanlar metodunu kullanmakla mümkündür.

2.1.5. Olasılığa dayalı tasarım yöntemleri Verilen problemin performans fonksiyonuna bağlı olarak, klasik yöntemleri

kullanarak hasar olasılığının hesaplanması için olasılığa dayalı analiz yöntemleri kullanılmalıdır ve bu yöntemler güvenirlilik metotları olarak adlandırılır. Bu metotlardan en yaygın kullanılan FORM-güvenirlilik indeksi yaklaşımı Bölüm 2.1.6’da geniş olarak verilmiştir.

Şekil 1. Olasılığa dayalı tasarımın genel adımları

Yukarıda verilen ankastre kiriş örneğinde, kirişte meydana gelen gerilme ve müsaade edilen gerilme değerlerinin istatistiksel dağılımları dikkate alındığında performans fonksiyonu Şekil 2’deki gibi grafiksel olarak gösterilebilir. Kurulan bu performans fonksiyonu kullanılarak kirişin hasara uğrama ihtimali ( fP ) aşağıda gibi tanımlanır:

∫∫=Ω

drsfrfPf )()( (2)

Burada Ω hasar alanını temsil eder. Eşitlik (2)’de verilen hasar olasılığı

değerinin belirlenmesi güvenirlilik analizinin gerçekleştirilmesini gerekli kılmaktadır ki

50

bu ise çoklu-integral denkleminin çözümünün gerçekleştirilmesini gerektirir ki bu ise pek çok problem için mümkün değildir. Bu nedenle eşitlik (2)’nin çözümü için Monte Carlo [8], Importance Sampling [9] gibi simülasyon yöntemleri veya First-Order Reliability Method [10] ve Second-Order Reliability Method [11] gibi sayısal çözüm yöntemleri geliştirilmiştir. Simülasyon yöntemleri gerçek sonuçları, yeterince fazla sayıda örnekleme çözümler ile vermesine rağmen, gerçek mühendislik problemlerinin çözümünde uygulanamayacak kadar işlem zamanına ihtiyaç duymalarından dolayı, bu tür problemlerinin çözümünde çoğunlukla sayısal çözüm yöntemleri kullanılmaktadır. 2.1.6. Güvenirlilik indeksi esaslı yaklaşım

Eşitlik (2)’nin çözülebilmesi için, rasgele değişkenler Y, Rosenblatt dönüşümü [12] kullanılarak bağımsız standart normal U değişkenlere dönüştürülür. Böylece Y-uzayında tanımlanan )Y(jG performans fonksiyonu , U-uzayında uygun T dönüşüm fonksiyonu kullanılarak )U())Y(( GTG = şeklinde tanımlanır. Böylece en muhtemel hasar noktası, orijin ile

Şekil 2. Gerilme ve dayanım değişkenlerinin istatistiksel dağılımları

Şekil 3. Güvenirlilik analizi büyüklüklerinin gösterimi

limit durum fonksiyonu ( 0=)U(jG ) arasındaki minimum uzaklık olarak tanımlanır ve bu mesafe, güvenirlilik indeksi jβ olarak tanımlanır. Limit durum fonksiyonu lineerleştirildiğinden, minimum uzaklığı bulma işlemi First-Order Reliability Method

51

(FORM) olarak adlandırılır ve güvenirlilik indeksi FORMβ olarak tanımlanır ve aşağıda verilen optimizasyon probleminin çözümünden elde edilir:

0)G( s.t.

FORM

=

=

U

Umin β (3)

Bu optimizasyon probleminin çözümü için ya klasik optimizasyon teknikleri

yada özel olarak geliştirilmiş olan sayısal çözüm teknikleri kullanılır. Bu tekniklerden en yaygın kullanılan Hasofer-Lind ve Rackwitz-Fiessler (HLRF) yöntemidir ve aşağıda verilen şekilde tanımlanır [13]:

( ) ( ) kkHLRFU

kHLRFkkk

HLRFkHLRF

G

Gn

u(

unn.uu

∇+=+1 (4)

Burada, )U(G fonksiyonun kHLRFu noktasında normalleştirilmiş en dik iniş yönü

(steepest descent direction) aşağıdaki gibi tanımlanır:

( ) ( )kHLRFU

kHLRFUk

HLRFk

GG

u(uunn

∇

∇−== (5)

ve güvenirlilik indeksi aşağıdaki gibi verilir:

εβ ≤−= + kHLRF

kHLRFt uu 1 (6)

Güvenirlilik indeksi hesaplandıktan sonra hasar olasılığı değeri aşağıda verilen

bağıntıdan kolaylıkla elde edilebilir:

( )β−Φ=fP (7)

Burada (.)Φ , standartlaştırılmış normal rasgele değişkenin kümülatif dağılım fonksiyonunu göstermektedir. FORM’da tanımlanan büyüklükler Şekil 3’de gösterilmiştir.

2.2. Bilgisayar Destekli Tasarım Modeli Protez-çimento-kemik yapısının üç boyutlu modeli Pro/Engineer yazılımı

kullanılarak oluşturulmuştur. Modelleme esnasında insan femur korteksi “Standardize Femur”, Marco Viceconti tarafından üretilmiş olan ve internette Instituti Ortopedici Rizzoli, Bologna, Italya tarafından yönetilen Biomedtown Deposu üzerinden temin edilmiş [14] ve Şekil 4(a)’de gösterilen katı modeli kullanılmıştır. Şekil 4(b)’de gösterildiği gibi femur korteksi, femur başı merkezinden 240 mm altından geçen yatay bir düzlemden kesilerek elde edilmiştir. Ayrıca, protezin yerleştirilebilmesi için Şekil 4(b)’de gösterildiği gibi femur başı 520 lik bir açıyla kesilmiştir.

Protez modeli olarak ise Charnley tarafından geliştirilen ve TKA uygulamalarında sıklıkla kullanılan model seçilmiş ve bu modelin BDT modeli yine

52

Biomedtown Deposu’ndan elde edilerek Şekil 5(a)’da gösterildiği Pro/Engineer ortamına aktarılmıştır.

(a) (b) Şekil 4. Komple femurun Pro/Engineer BDT modeli (a) ve kesme düzlemleri (b).

(a) (b)

Şekil 5. Charnley protezi (a) ve protez sap kısmından elde edilen çimento modeli (b).

Çimento katmanı protezin sap modelinin dış yüzeyi kullanılarak Pro/Engineer ortamında oluşturulmuş ve Şekil 5(b)’da gösterilmiştir. Protez ile çimento montaj edildikten sonra Şekil 6(a)’da gösterildiği femur modelinden çıkartılarak femurun son hali edilmiştir. Daha sonra Pro/Engineer montaj özelliği kullanılarak Şekil 6(b)’de gösterilen protez-çimento-femur’dan oluşan komple montaj elde edilerek, sonlu elemanlar modelini oluşturmak için ANSYS/Workbench’e aktarılmıştır.

2.3. Sonlu Elemanlar Modeli Pro/Engineer ortamında oluşturulan üç boyutlu montaj modeli, sonlu elemanlar

analizinin gerçekleştirileceği ANSYS/Workbench ortamına direkt olarak aktarılmıştır. Femur, protez ve

53

(a) (b) Şekil 6. Protez-çimento parçalarını femurdan çıkartılışı (a) ve protez-çimento-kemiği içeren montaj model (b).

(a) (b) Şekil 7. Montajın sonlu elemanlar modeli (a) ve sınır şartları (b) .

çimentonun sonlu elemanlar modelini oluşturmak için, yüksek dereceli üç boyutlu eleman tipi olan SOLID187 seçilmiş ve eleman büyüklüğü olarak 5 mm alınarak Şekil 7(a)’de gösterildiği gibi meshlenmiştir. Bu meshde Femur 23997 düğüm ve 14417 eleman, protez 7945 düğüm ve 4964 eleman, ve çimento ise 5214 düğüm ve 2606 elemandan oluşmaktadır.

Montaj modelinde Şekil 7(b)’ de gösterilen üç sınır koşulu bulunmaktadır. (a) Femurun başına aktarılan ve 200 açıyla etkiyen 3000 N’luk eklem temas kuvveti. (b) 1250 N büyüklüğünde 200 açıyla etkiyen kas kuvveti. (c) femurun alt kısmına uygulanan sabitlenme koşulu. Bu yükleme durumu ve büyüklükleri 70 kg’lık bir insanın statik durumda doğuracağı değerlerdir [15].

54

2.4. Malzeme Modeli Protez malzemesi olarak Ti-6Al-4V seçilmiştir. Femur kemiğinin protez üzerine

etkisini doğru bir biçimde belirlemek için iç ve dış kısmı (cancellous kemik ve cortical kemik) farklı malzeme modelleri kullanılarak modellenmiştir. Kemiğin iç kısmı için, enine izotropik malzeme modeli kullanılmıştır. Bu malzeme modelinde Ex=Ey=11.5 GPa, Ez=17 GPa; Gxy=3.6 GPa, Gxz=Gyz=3.3 GPa, �xy=0.49,�xz=�yz=0.31 değerleri alınmıştır [16]. Femurun dış kısmı ise doğrusal izotropik olarak E=2.13 GPa, �=0.3 değerleri dikkate alınmıştır. Çimento malzemesi olarak ise doğrusal izotroip olarak E=2.7 GPa, �=0.35 seçilmiştir.

Şekil 8. Protezde Eşdeğer Von Mises gerilmesinin dağılımı .

3. Sonuçlar

3.1. Deterministik Gerilme Analizi Tasarım parametrelerindeki varyasyonların protezdeki gerilme dağılımına nasıl

etki ettiğini belirlemek için, ANSYS/Workbench ortamına aktarılan ve Şekil 7(b)’de verilen protez-çimento ve kemik modelinin statik gerilme analizi gerçekleştirilmiştir. Protez üzerindeki eşdeğer Von Mises gerilmesinin maksimum değeri 294.14 MPa olarak elde edilmiş ve gerilme dağılımı Şekil 8’de gösterilmiştir.

3.2. Olasılığa Dayalı Gerilme Analizi İmplant tasarım parametrelerindeki varyasyonların etkilerini belirlemek için,

kalça protezine etki eden eklem temas kuvveti ve kas kuvveti rasgele değişkenler olarak seçilmiş ve ilgili istatistiksel büyüklükleri

Tablo 1’de vermiştir.

55

Tablo 1: Protez-çimento-kemik modelindeki rasgele değişkenler ve değerleri

Standart sapma

Rasgele değişkenler Ortalama

değeri %5 varyasyon %10

varyasyon

Dağılım tipi

Eklem temas kuvveti (F1)

N

3000 150 300 Normal

Kas Kuvevti (F2) N 1250 62.5 125 Normal

Bölüm 2.1.5’de belirtildiği gibi güvenirlilik analizini gerçekleştirmek için, tasarımın hasara uğrama durumunu gösteren performans fonksiyonu tanımlanır. Kalça protezinin hasara uğrama durumun gösteren performans fonksiyonu aşağıda verilmiştir:

( ) 0max ≤−= emg σσx (8)

Burada maxσ kalça protezinde meydana gelen maksimum Von Mises gerilmesini, �em= 300 MPa ise kalça protezinin emniyetle taşıyacağı gerilme değerini göstermektedir.

Güvenirlilik analizi ANSYS/DesignXplorer programı kullanılarak

gerçekleştirilmiştir. Güvenirlilik metotları iteratif metotlar olduklarından, tasarım parametrelerindeki varyasyonlar için çok fazla sayıda Şekil 7(a)’da verilen sonlu elemanlar modelinin gerilme analizlerinin gerçekleştirilmesini gerekli kılarlar. Ancak tek bir gerilme analizi dahi çok fazla zaman aldığından olasılığa dayalı metotların uygulanabilmesi için eşitlik (8)’de verilen performans fonksiyonuna yanıt yüzey metodu [17] kullanılarak bir eğri uydurulmuştur. Elde edilen bu matematiksel model vasıtasıyla, ANSYS/DesignXplorer

Tablo 1’de verilen rasgele değişkenlerin, protezde meydana gelen maksimum Von Mises gerilme değerinin dağılımına olan etkisi, Monte Carlo simulasyonu gerçekleştirerek istatistiksel dağılım (kümülatif olasılık dağılımı) olarak Şekil 9’da verilmiştir.

İlk olarak eklem temas kuvveti ve kas kuvvetinin değerlerinde %1’lik bir

değişim dikkate alınmıştır. Varyasyon değeri oldukça küçük olduğundan bu analiz deterministik yaklaşım

56

0 100 200 300 400 500 6000

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0.7

0.8

0.9

1

Maksimum Von Mises Gerilmesi

Has

ar o

lası

lığı

%1%5%10

Şekil 9. Tasarım parametrelerindeki varyasyonların hasar olasılığına etkileri.

olarak dikkate alınabilir. ANSYS/DesignXplorer’da bu varyason değerleri seçilip analiz gerçekleştirildiğinde maksimum Von Mises gerilmesi 294.23 MPa olarak belirlenmiştir. Protezin hasara uğrama durumun gösteren eşitlik(8) dikkate alındığında elde edilen bu sonuç protezin emniyetli olduğunu belirtmektedir. Şekil 9’dan da görüleceği gibi deterministik yaklaşım tasarım uzayını ikiye böler ve verilen gerilme değeri için sadece emniyetli veya emniyetsiz olup olmadığını belirtir.

Eklem temas kuvvetinin ve kas kuvvetinin büyüklüğündeki %5 ve %10’luk değişimlerin, eşitlik (8)’de verilen performans fonksiyonu dikkate alındığında, protezin hasara uğrama olasılığı sırasıyla %2 ile %5 olduğu Şekil 9’da görülmektedir. Deterministik sonuçla karşılaştırıldığında, tasarım parametrelerindeki varyasyonların, protezdeki gerilme dağılımına oldukça etki ettiğini ve tasarımın güvenirliliğini belirlemede oldukça önemi olduğunu göstermektedir. Bu nedenle implant tasarımlarının daha güvenilir olması ve istenilen hizmet süresini tamamlayabilmesi için deterministik yaklaşımlar yerine olasılığa dayalı yaklaşımların kullanılmasını zorunlu kılmaktadır. Zira deterministik yaklaşımlarda, emniyetli veya emniyetsiz tasarım şeklinde yapılan genel kıyaslamadan ziyade, olasılığa dayalı yaklaşımlar sayesinde, implantların hasara uğrama olasılıkları belirlenebilmektedir. 4. Değerlendirme

Bu çalışmada, protez-çimento-kemik BDT modelinin Pro/Engineer kullanılarak oluşturulması ve bu modelin ANSYS/Workbench’e aktarımı gerçekleştirilmiştir. Implant tasarımındaki rasgele değişkenlerin protezdeki gerilme dağılımına etkisi, olasılığa dayalı yaklaşımlar kullanarak belirlenmiştir. Elde edilen sonuçlardan da görüleceği gibi olasılığa dayalı yöntemler implant tasarımı esnasındaki mevcut varyasyonların etkilerini daha doğru bir biçimde sonuçlara yansıtmaktadır. Ancak yapılan bu çalışmada elde edilen sonuçların gerçeğe daha yakın olabilmesi için aşağıda belirtilen hususların dikkate alınması gerekmektedir: • TKA hasar durumlarının belirlenmesi ve bunlara uygun performans fonksiyonları

kullanarak TKA’nın güvenirlilik analizlerinin gerekleştirilmesi

• Protez, çimento ve kemik BDT modellerinin iyileştirilmesi

57

• Sonlu elemanlar modelinin iyileştirilmesi

• TKA’ya gelen kuvvetlerin ve bunların istatistiksel büyüklüklerinin belirlenmesi

İleride yapılacak çalışmalarda optimum protez geometrisinin belirlenmesinde olasılığa dayalı yöntemleri kullanarak belirlenen güvenirlilikte protez tasarımları elde edilmesi planlanmaktadır. TEŞEKKÜR

Bu çalışma TÜBİTAK 106M066 nolu proje kapsamında desteklenmektedir. 5. REFERANSLAR [1] C. Sundararajan “Probabilistic Structural Mechanics Handbook” Chapman & Hall,

Londra , 1994.

[2] A.H.S. Ang, W.H. Tang “Probability Concepts in Engineering Planning and Design

II” John Wiley & Sons, New York, 1984.

[3] O. Kayabasi, F. Erzincanli “Finite Element Modelling and Analysis of a New

Cemented Hip Prosthesis” Advances in Engineering Software, cilt.37, s.477-483, 2006.

[4] D.P. Nicolella, . H. Thacker, H. Katooozian, D.T. Davy “Probabilisitic Risk

Analysis of a Cemented Hip Implant” 2001 ASME Bioengineering Conference, s.427-

428, 2001.

[5] D.P. Nicolella, H. Thacker, H. Katooozian, D.T. Davy “The Effect of Three-

dimensional Shape Optimization on the Probabilistic Response of a Cemented Femoral

Hip Prothesis” Journal of Biomechanics, cilt.39, s.1265-1278, 2006.

[6] M.T. Bah, M. Browne “Failure of the Cement Mantle in Hip Implants: A

Probabilistic Approach” In Transactions of the 50th Annual Meeting of the Orthopaedic

Research Scoiety, s.1430, 2004.

[7] H. Katooozian, D.T. Davy “Effects of Loading conditions and Objective Function

on Three-Dimensional Shape optimizaion of Femoral Components of Hip

Endoprostheses” Medical Engineering&Physics, cilt.22, s. 243-251, 2000.

[8] R. Y. Rubinstein “Simulation and Monte Carlo method” John Wiley & Sons, New

York, 1981.

[9] B. F. Song “A Technique for Computing Failure Probability of a Structure Using

Importance Sampling” Computers&Structures, cilt.62, no.4, s. 659-665, 1997.

[10] P. Bjerager “On Computational Methods for Structural Reliability Methods”

Structural Safey, cilt.9, no.2, s.79-96, 1990.

[11] K. Breitung “Asymptotic Approximations for Multinormal Integrals” Journal of

Engineering Mechanics, cilt.110, no.3, s.357-366, 1983.

58

[12] M. Rosenblatt “Remarks on Multivariate Transformation” Annals of Mathematical

Statistics cilt.23, no.3, s.470-472, 1969.

[13] R. Rackwitz, B. Fiessler “Structural Reliability Under Combined Random Load

Sequences” Computers&Structures, cilt.9, s. 489-494, 1978.

[14] M. Viceconti, the “Standardized Femur”, http://www.biomedtown.org, 2007.

[15] H.F. El-Sheikh, B.J. McDonalds, M.S.J. Hashmi “Material Selection in the Design

of the Femoral Component of Cemented Total Hip Replacement” Journal of Material

Processing Technology, cilt.122, s.309-317, 2002.

[16] T.L. Norman, G. Thyagarajan, V.C. Saligrama, T.A. Gruen, J.D. Blaha “Stem

Surface Roughness Alters Creep Induced subsidence and ‘taper-lock’ in a Cemented

Femoral Hip Prosthesis” Journal of Biomechanics, cilt.34, s.1325-1333, 2001.

[17] I. Kaymaz, C.A. McMahon “A Response Surface Method Based on Weighted

Regression for Structural Reliability Analysis” Probabilistic Engineering Mechanics,

cilt.20, no.1, s.11-17, 2005.

http://www.biomedtown.org/

59


TM 316L PASLANMAZ ÇELİK İMPLANT MALZEMELERİN MEKANİK ÖZELLİKLERİ

Naci Kurgan*, Remzi Varol**

*Ereğli Ereğli Demir Çelik İşlt., Karadeniz Ereğli, Zonguldak, TÜRKİYE. e-mail: [email protected], [email protected]

**SDÜ. Mühendislik Mimarlık Fakültesi, Makine Mühendisliği Bölümü, Isparta, TÜRKİYE.

e-mail: [email protected]

1. GİRİŞ

1.1. İmplant Malzemeler

Tıp, biyoloji ve değişik mühendislik dallarının ortak çalışmaları ile sürdürülen

araştırmalar neticesinde her geçen gün değişik bir organ için değişik malzemelerden yapılmış implantlar geliştirilmektedir. Canlı mekanizmaların bir bölümünün yerine geçebilen veya canlı doku ile doğrudan temas halinde fonksiyonlarını devam ettiren implantların vücut içerisinde uyumlu çalışması için, tıbbi ve metalürjik faktörlerin yerine getirilmesi gerekir. Özellikle implant ile metabolizma arasındaki biyolojik, korozif ve mekanik uyumun optimum olarak dengede tutulması gerekir[1]. Genel işlevleri bakımından implantlar belli kimyasal ve mekanik özelliklere sahip olmalıdır. Bugün biyomalzeme ile doku arasında gelişen olayların çok önemli olduğu bilinmektedir. Metalik implant ile canlı dokunun uyum içinde birbirine zarar vermeden çalışıp çalışmayacağını (biyolojik uyum) bu olaylar belirler. Vücuttaki kalıcı implantların başarısı vücut sıvısı içinde minimum düzeyde çözünmesine ve vücutta istenmeyen reaksiyonlar meydana getirmemesine bağlıdır [2].

Hiçbir implant malzemesinin, insan kemiğinin yerini tutamayacağı bir gerçektir.

Buna rağmen, henüz yeterli olmasa da günümüzde kullanılmakta olan birçok implant malzemesi mevcuttur. Bu tür malzemelerin kullanılacağı yere göre; yorulma dayanımı, gerilme, gerinme, tokluk, korozyon direnci, sürtünme ve aşınma direnci, biyolojik uyumluluk, hafiflik, süngerimsi doku, manyetiklik ve imalat özellikleri gibi bir takım değerlerin optimum düzeyde karşılanması gereklidir [1].

Biyomalzemeler vücutta görev yaparken oldukça yüksek yüklere maruz kalabilirler. Bu yüklenmeler vücudun hareketine bağlı olarak statik veya dinamik olabilirler. Kırık bir kemiğin tamiri için uygulanmış bir biyomalzeme, eklem ve kas zorlanmalarında meydana gelen yüklenmelere karşı dayanıklı olmalıdır. Tipik yüklenmeleri değerlendirmek için bazı basit statik durum hesaplamaları yapılabilir. Örneğin tek bacak üzerinde durulduğunda femurbaşı üzerine düşen yük miktarı yaklaşık olarak vücut ağırlığının 2,5 katıdır. Vücut hareket ettiğinde yüklenmeler artar. Yürüme sırasında kalçadaki yük, vücut ağırlığını 4 katına, dizdeki ise 3 katına çıkar. Koşma ve zıplama sırasında kalça-diz eklemlerinde yüklenmeler daha da artar. Bu yüklenmelerin sıklığı,




60

bir başka ifade ile frekansı da önemlidir. Hızlı bir yürüme saniyede tam bir yürüme çevrimine (iki adım/saniye) karşılık gelir. Ortalama bir insan yılda iki milyon adım atabilir. Aktif bir insan için bu sayı iki veya üç katına çıkabilir. Metalik malzemeler, mekanik özellikler bakımından diğerlerine göre daha üstün niteliktedirler. Metalik malzemelerin mekanik özellikleri üretim yöntemlerine göre farklılık gösterirler. Soğuk şekillendirilmiş biyometalik malzemeler akma, çekme, yorulma dayanımı ve % uzama bakımından mükemmel mekanik özellikler gösterirler. Soğuk işlenmiş ostenitik paslanmaz çelikler yüksek kopma direncine sahiptir. Ortopedik amaçlı implant malzemelerindeki kırılmaların en önemli nedeninin yorulma olduğu bildirilmektedir. Paslanmaz çeliklerde, dayanımın arttırılması ve tane inceltilmesi ile malzemenin yorulma dayanımı da artar. İmplantlar üzerinde yapılan araştırmalar göstermiştir ki; yorulma hasarları öncelikle malzeme hataları, tasarım, kararlı olamayan iç düzensizlikler gibi faktörlerden kaynaklanmaktadır[3].

Günümüzde halen devam etmekte olan biyomalzeme ile ilgili araştırmalar giderek artan yoğunlukta devam etmektedir. Her geçen gün, vücut ve dokularla daha uyumlu, daha az aşınma ve korozyon davranışı gösteren, daha uzun ömürlü, daha ekonomik ve gerektiğinde de daha estetik görünüm taşıyabilen biyomalzemelerin geliştirilmesi ve kullanımı söz konusu olmaktadır. İnsanların yaşam kalitesini artırmaya yönelik olan bu çalışmalara Toz metalurjisi yöntemi ile üretimin katkısı da açıkça görülmektedir. Çizelge 1’de saf veya alaşım haldeki metal, seramik ve polimer çeşitlerinden oluşan en son yeni nesil biyomalzemelerin başlıcaları görülmektedir [4]. Çizelge 1. Biyomalzemeler (ISO, DIN, ASTM, BSI, AISI ve diğerleri) [4].

METALLER

SERAMİKLER

POLİMERLER

Paslanmaz Çelikler

316L, 316, 17-7 PH® Polietilen (PE) (UHMWPE)

(Toz veya Blok Formda) Yüksek azot içeren Paslanmaz Çelikler

AISI 304

FRIALIT® DEGUSSIT®

Al2O3* ZrO2*

Polimetil – Metakrilat (PMMA) Pliüretan

(PU) Saf Ti ve Alaşımları

Ti – 6Al – 4V Tİ – 6Al – 7Nb

Ti – 5Zr – 8Nb – 2Ta

SiO2 (SiO4)-4 (Si2O7)-6

Plivinil – Klorid Saf Silikon Elastomer

Co – Cr – Mo

Co – Cr – W – Ni Co – Cr – Ni – Mo – Fe

ve Alaşımları

Hidroxiapatit (Ca10(PO4)6(OH)2,

HA)

Akrilik Reçine (Yapıştırıcı)

* Al2O3; ZrO2 gibi Seramik-Oksitlerin, değişik üretim metotları kullanılarak üretilen,

yüksek saflık ve mükemmel estetik özellik taşıyanlarına verilen ticari özel isim. 1. 2. Toz Metalurjisi

Modern bir imalat yöntemi olan Toz Metalürjisi(T/M); ileri teknoloji malzemelerinin üretilmesine çok uygun ve küçük parçaların çok sayıda ve ekonomik üretimini sağlayan önemli bir imalat yöntemidir. T/M, "son şekle-yakın üretim" süreçleri olarak sinterleme, sıcak presleme, sıcak izostatik presleme, toz metal

61

enjeksiyonu, nano-parçacık teknikleri, mekanik alaşımlama gibi konularla sürekli büyüyen bir pazara hitap eden yüksek teknolojilerden birisidir. Endüstriyel anlamda çok karmaşık şekilli ürünlerin imalinde uygulanan ileri bir teknolojidir [5]. Yüksek kaliteli ve karmaşık parçaların ekonomik olarak üretilebilmesi, toz metalurjisini çekici kılmaktadır. T/M farklı boyut, şekil ve paketlenme özelliğine sahip metal tozlarını sağlam, hassas ve yüksek performanslı parçalara dönüştürür. Bu işlem; şekillendirme veya presleme ve daha sonra parçacıkların sinterleme yolu ile ısıl bağlanması basamaklarını içerir. T/M nispeten düşük enerji tüketimine, yüksek malzeme kullanımına ve düşük maliyete sahip otomatikleşmiş işlemleri verimlice kullanır. Sahip olunan bu özellikler ile T/M verimlilik, enerji ve hammadde gibi günümüz kaygılarını ortadan kaldırır. Bunların sonucu olarak, T/M konusu sürekli gelişmekte ve geleneksel metal şekillendirme operasyonlarının yerini almaktadır [6].

T/M’ nin halen çok farklı alanlarda yaygın olarak kullanılmasına rağmen tıbbi amaçlı kullanımı, teknolojinin Uzay ve Havacılık Biliminden, Tıp Bilimine doğru yönelmesi ile başlamıştır. Özellikle döküm ve işlenebilirliklerinde zorluklar bulunan çok sert bazı malzemelerin geliştirilmesi ve kullanımı, bu alandaki pek çok yeniliği de ardından getirmiştir. Yüksek kaliteli ve karmaşık şekildeki implantlerin üretilmesinde, geleneksel yöntemlerin yetersiz kaldığı durumlarda T/M teknolojisinin kullanımı, problemleri büyük ölçüde çözebilmektedir. T/M yöntemi ile üretilen implantlerde; biyomalzemelerden beklenen fonksiyonellik, biyolojik uyumluluk, aşınma ve korozyon direnci gibi özelliklerin iyileştirilmesi de mümkün olmaktadır. Ayrıca sadece bu yöntemin kazandırdığı bir diğer avantaj da, istenilen biyomalzemelerin gözenekli yapıda üretilebilmesi imkanıdır. Gözenekli yapıdaki implantler, titreşimleri absorbe edilebilme özelliklerinin yanı sıra, implantle temas yüzeyi oluşturan kemik doku için güçlü bir tutunma yüzeyi ve kolay kaynaşma imkanı sağlamaktadır. T/M’ nin biyomalzemelere sağladığı bir diğer avantaj da son boyut ve tolerans ölçülerinde, ek bir talaş kaldırmaya ihtiyaç duyulmaksızın, ekonomik olarak üretilebilmesi imkanıdır[4].

Toz metalurjisi işlem yöntemleri son 20-30 yıldır, cerrahi implantların etkili olarak gelişmesine önemli ölçüde katkıda bulunmuştur. Özellikle ortopedi ve dişçilik alanında, yük taşıma kabiliyetinin önemli olduğu, sağlam ve güvenilir implant-kemik bağlantılarının gerekli olduğu durumlarda çok önemli yer tutmuştur [7].

Toz metalürjisi teknikleri ortopedik implantların üretiminde etkili olarak kullanılmaktadır. Ön alaşımlı tozların sıcak izostatik preslenmesiyle elde edilen tam yoğun implantler, mükemmel mekanik özelliklere sahiptirler. Ayrıca toz metal teknolojilerinin kullanımı; ince tane boyutunu sağlar, malzeme homojenliğini geliştirir ve son ölçü formunda üretim ile yüksek kaliteli, etkin maliyetli implantların üretimine öncülük etmektedir [8].

Bu çalışmada T/M yöntemi ile imal edilen implantların bazı mekanik ve fiziksel özellikleri belirlenerek, konvansiyonel yöntemlerle üretilen implantlerle karşılaştırılmıştır. Karşılaştırmalı çalışma ise yöntemin üstünlüğünü ortaya koyacak yeni bazı kriterleri geliştirecektir. Bu konu ile ilgili olarak yapılan bir araştırmada, implant üretim yöntemleri içerisinde; toz metalurjisi yönteminin, implantlerin mikro yapılarını ve mekanik özelliklerini iyileştirerek, dökümle üretilen implantlardaki muhtemel döküm kusurlarını da ortadan kaldırdığı görülmüştür [9]. Bu çalışmada AISI 316L paslanmaz çelik toz kullanılmıştır. Elde edilen T/M numunelere değişik deneyler uygulanarak sonuçları değerlendirilmiştir.

62

2. DENEYSEL ÇALIŞMALAR

2. 1. Malzeme

Bu çalışmada, AISI 316L paslanmaz çelik toz kullanılmıştır. AISI 316L paslanmaz çelik toz ticari olarak temin edilmiştir. Deneylerde kullanılan tozun kimyasal kompozisyonu Çizelge 2. de verilmiştir.

Çizelge 2. Deneylerde kullanılan AISI 316L paslanmaz çelik tozun kimyasal kompozisyonu

Paslanmaz çelik tozların ortalama tane büyüklüğü -150 μm’dir. Tozların seçimi, sıkıştırma özellikleri ve işlem parametreleri bir metal toz üreticisi firma tarafından hazırlanmış bir paket program (CASIP – Computer Aided Selection of Iron Powder ) yardımı ile belirlenmiştir.

2.2. Toz Metal Numunelerin Soğuk Preslenmesi

AISI 316L paslanmaz çelik toza yağlayıcı olarak % 0.6 oranında Zn-Sterat ilavesi yapılmıştır. Sıkıştırma işleminden önce paslanmaz çelik toz ve yağlayıcı 20 dakika süre ile 22 dev/d hızında konik karıştırıcıda karıştırılmıştır. Daha sonra, yağlayıcı ile karışan paslanmaz çelik tozun yoğunluğuna ve sıkıştırma hacmine göre hesaplanan toz 0.001 g hassasiyetindeki elektronik tartı cihazında tartılarak kalıp boşluğuna doldurulmuş ve preste sıkıştırılmıştır. Sıkıştırma işlemi 400 kN kapasiteli tek etkili preste yapılmıştır.

Her bir sıkıştırma sonrası kalıptan çıkarılan numunelerin hacimleri taşırma yöntemi ile bulunmuş, ağırlıkları tartılarak yoğunlukları hesaplanmıştır. Sinterleme öncesi, preslenmiş numunelerin 800 MPa sıkıştırma basıncı için 6.906 Mg/m3 ham yoğunluk değeri elde edilmiştir. Bu değer preslenecek tüm deney numuneleri için soğuk kalıp içinde sıkıştırma işlemi olarak esas alınmıştır.

2.3. Sinterleme

Bu çalışmada, 316L paslanmaz çeliklerin sinterlenmesi için, 1250°C sıcaklık baz alınarak bu sıcaklığın 50°C altı ve üstünde olmak üzere sinterleme işlemi üç farklı sıcaklıkta yapılmıştır. Numuneler üç gruba ayrılarak 1200°C, 1250°C ve 1300°C de azot gazı atmosferinde 30 dakika süre ile sinterlenmiştir.

Alaşım Elemanı

Cr Ni Mo Mn Si C Fe

% Ağırlık Oranı

17.4 12.8 2.3 0.2 0.8 0.08 Kalanı

63

1200°C, 1250°C ve 1300°C de 30 dakika sinterlenen numunelerin sinterleme sonrası yoğunlukları ölçülmüştür. Yapılan ölçümler sonucu ortalama izafi yoğunluk % 86 (6.90 Mg/ m3) olarak hesaplanmıştır. Benzer bir çalışmada; 316L paslanmaz çelik tozlarının sinterlenmesi sonrası 1350°C’ de 120 dakikaya kadar varan sürelerde gerçekleştirilen sinterlenmelere karşın, en fazla 6.96 Mg/m3 pişmiş yoğunluğa ulaşıldığı belirtilmiştir[10]. Bir diğer çalışmada, 316L paslanmaz çelik tozların sıvı faz sinterlenmesi sonrası, 1240°C’ de 30 dakika yapılan sinterleme sonrası 6.5 Mg/m3 yoğunluk elde edildiği belirtilmiştir[11].

2. 4. Mekanik Deneyler Sinterlenen deney numuneleri sinterleme sıcaklıklarına göre gruplara ayrılarak,

yapılacak her deney için belli sayılarda torna tezgahında işlenmiştir. İşleme esnasında yüzey kalitesine ve ölçü hassasiyetine dikkat edilmiştir. Hazırlanan numunelere çekme deneyi, yorulma deneyi, darbe deneyi, üç noktadan eğme deneyi ve mikrosertlik ölçme deneyleri uygulanmıştır.

Çekme deneyleri, üç farklı sinterleme sıcaklığındaki numunelerden üçer adet alınarak yapılmıştır. Deneyler oda sıcaklığında TS 138’e uygun olarak yapılmıştır. Yorulma deneyleri için üç farklı sinterleme sıcaklığı için farklı gruplandırılmış numuneler torna tezgahında hassas işlenmiş ve daha sonra 1200 mesh su zımparası ile numunelerin yüzeyleri parlatılmıştır. Hazırlanan numunelere yorulma deneyleri uygulanmış ve her numunenin farklı gerilme altında değişik devir sayılarında yorularak kırılması amaçlanmıştır. Yorulma deneyleri, masa üstü tipi dönen eğmeli yorulma deney cihazında yapılmıştır. Gerilme aralığı 60-120 MPa ve R= -1 şeklinde düzenlenmiştir. Toz metal parçalar, dökme demir malzemeler gibi davrandığı için darbe deney numunesine çentik açılmadan darbe deneyleri çentiksiz olarak gerçekleştirilmiştir. Üç farklı gruptan dörder adet numune hazırlanarak, oda sıcaklığında darbe deneyi uygulanmıştır. Üç farklı sinterleme şartı için belirlenen gruptan üçer adet numune hazırlanarak, oda sıcaklığında üç noktadan eğme deneyi uygulanmıştır. Standartlara uygun deneylerin gerçekleştirilebilmesi için numuneyi sadece eğmeye zorlayacak şekilde bir aparat hazırlanmıştır. Numuneler hasara uğratılıncaya kadar eğme kuvveti tedrici olarak arttırılmıştır. Farklı sinterleme şartlarında imal edilen numunelerin mikrosertlik cihazında knoop ucu kullanılarak mikrosertlikleri ölçülmüştür.

2. 5. Metalografik Çalışmalar İmal edilen numunelerin, taramalı elektron mikroskobunda metalografik iç yapı

çalışmaları yapılmıştır. Aynı zamanda numunelerin kırık yüzeyleri incelenmiştir.

3. DENEY SONUÇLARI VE TARTIŞMA

Çekme deneyinde elde edilen çekme dayanımı sonuçları Çizelge 3’de verilmektedir.

Çizelge incelendiğinde, 1200°C ve 1250°C sıcaklıklarda sinterlenen numunelerin çekme dayanımlarının 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunelere göre çok düşük olduğu görülmektedir. Düşük çekme dayanımı bu sıcaklıklarda sinterleme işleminin yetersiz olmasından kaynaklanmaktadır. Yetersiz sinterleme; sinterleme süresinin kısa

64

olmasından veya sinterleme sıcaklığının düşük olmasından ileri gelmektedir. Yetersiz sinterleme sonucunda orijinal toz taneleri birbirleri ile tam bir bağ oluşturamayacağından dolayı toz tane sınırları arasında zayıf bağlar oluşmaktadır. Bunun sonucunda yapıda keskin biçimli ve açısal gözenekler meydana gelmektedir. Bunların sonunda tam birleşmelerin olmadığı taneler arası boyunlardan kırılmalar meydana gelmektedir. Bu durum Şekil 1 ve Şekil 2’de S harfi ile gösterilen bölgelerde sünek kırılma olarak görülmektedir. Şekil 1ve Şekil 2’de tozların birleştiği boyun bölgesinde sünek kırılma açıkça görülmektedir. Özellikle 1200°C sıcaklıkta sinterlenmiş numunelerde ayrılmaya zorlanan kesit alanı çok küçüktür. Boyun bölgelerinin çokluğu yetersiz dayanımın esas nedenidir [12]. Genel anlamda: yetersiz sinterlenmiş T/M malzemeler düşük mekanik özelliklere ve düşük korozyon direncine sahiptirler [13].

Çizelge 3. Tüm numune grupları için çekme dayanımı sonuçları

1300°C’ta sinterlenen numunelerin çekme dayanımı diğerlerine göre oldukça yüksektir. Bu gruptaki numunelerin çekme deneyi sonunda maksimum 300 MPa çekme mukavemeti elde edilmiştir. Bu da sinterleme sıcaklığının yüksekliğinden dolayı yapıdaki gözeneklerin azalması ve gözeneklerin küresel biçimde olması ile açıklanabilir. Sinterleme süresinin veya sıcaklığının arttırılması ile sinterleme çevriminin geliştirilmesi dayanımı arttırdığı gibi düzgün şekilli ve küresel gözenekler de dayanımı ve sünekliği büyük oranda arttırır. Şekil 3’te 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunenin kırık yüzeyi verilmektedir. Burada S ile gösterilen bölgelerde, sinterleme sıcaklığının artırılması ile birlikte sinterleme şartlarının iyileştirilmesi ve buna bağlı olarak gözeneklerin küreselleşmesi görülmektedir. Bunun sonucu olarak yüzeyde sünek kırılmalar görülmektedir. Sinterleme süresi dayanım üzerinde sinterleme sıcaklığına göre daha az etkilidir. Genellikle sinterleme sıcaklığının yükseltilmesi mekanik özellikler açısından önemli bir faktördür.

Şekil 1. 1200°C’ta Sinterlenmiş 316L çekme numunesinin kırık yüzey görüntüsü


Sinterleme Sıcaklığı (°C)

1200 1250 1300

Rm (MPa) 116 132 302

65


Yorulma deneylerinde elde edilen yorulma dayanımı değerleri Çizelge 4 ‘te verilmektedir. 1200°C ve 1250°C sıcaklıkta sinterlenen numunelerin yorulma dayanımı çok düşük olup, 65 MPa mertebesinde bulunmuştur. Diğer yandan 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunelerin yorulma dayanımı 165 MPa mertebesinde elde edilmiştir. T/M yöntemi ile imal edilen implantlerin deneyler sonucu bulunan yorulma dayanımı değerleri, ASTM F138-G2’ de verilen tam yoğun implant malzemelerin yorulma dayanımı değerine göre daha düşüktür. ASTM F138-G2’de tam yoğun implant malzemelerin yorulma mukavemeti 241-276 MPa arasında verilmiştir [14].

Tam yoğun paslanmaz çelik malzemelerde Yorulma dayanımı/Çekme dayanımı oranı yaklaşık 0.5-0.6 mertebesindedir [15]. Bu değer malzemeye uygulanan işlemlere bağlıdır. Bu çalışmada bulunan oran ise 0.51-0.55 aralığındadır. Tüm numuneler için bu oran literatürdeki değerleri sağlamaktadır. 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunelerde bulunan 0.55 değeri T/M malzeme için oldukça yüksek bir değerdir [16]. Bu sonuçlar yorulma dayanımını etkileyen diğer önemli faktörlerin varlığını gösterdiği tahmin edilmektedir.

Çizelge 4. Üç farklı gruptaki numunelerin yorulma dayanımı değerleri

Grup

No

Sinterleme Sıcaklığı ve Süresi

Yorulma Dayanımı

(MPa)

Yorulma

Dayanımı/Çekme Dayanımı

Oranı 1 1200°C, 30 dk 65 0.541 2 1250°C, 30 dk 65 0.492 3 1300°C, 30 dk 165 0.550

Şekil 4’te üç farklı gruptaki yorulma numuneleri için S-N eğrileri toplu halde

verilmektedir. Toplu halde verilen S-N eğrilerinin kısa ömürlü yorulma bölgeleri incelendiğinde tam yoğun malzemelerin S-N eğrilerine göre daha yatık olduğu ve dolayısıyla eğimlerinin daha düşük olduğu gözlenmiştir. Bu durum T/M malzemelerde gözenek miktarına, bir başka ifade ile izafi yoğunluğun düşük olması ile açıklanabilir. Üç farklı sıcaklıkta sinterlenen numune guruplarının kendi aralarında karşılaştırılmaları durumunda S-N eğrilerinin kısa ömürlü yorulma bölgelerinde farklı eğimlerin elde edildiği gözlenmektedir. 1. ve 2. gruptaki numunelerin S-N eğrilerinin 3. gruptakilerin S-N eğrilerinden oldukça farklı olduğu gözlenmektedir. Yorulma dayanımlarının düşük olması yetersiz sinterleme ve buna bağlı nedenlerden kaynaklanmaktadır. Buradan hareketle sinterleme şartlarının ve gözenek karakterlerinin yorulma davranışı üzerinde farklı etkiye sahip olduğu fikri doğmaktadır [16].

66

2030405060708090

100110120130140150160170180190200210220230240250

10.000 100.000 1.000.000 10.000.000 100.000.000

Çevrim Sayısı (N)

Ger

ilme

(MPa

)

1.Grup2.Grup3.Grup

3. Grup

1. Grup

2. Grup

Şekil 4. 1., 2. ve 3. Grup T/ M 316L Paslanmaz Çelik Numunelerin S-N Eğrileri

Şekil 5 ve Şekil 6’da 1200°C ve 1250°C sıcaklıkta sinterlenen yorulma numunelerinin kırık yüzeylerinin TEM fotoğrafları yer almaktadır. Bu fotoğraflarda özellikle çatlak başlangıçları, çatlak çeşitleri ve ilerleme şekilleri ile konumları açıkça görülmektedir.Diğer yandan Şekil 7’de 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunelerin kırık yüzeyi verilmektedir.

1200°C ve 1250°C de sinterlenen 1. ve 2. gruptaki numunelerin yorulma kırık yüzeyi incelendiğinde genelde çatlakların kesit boyunca ilerlediği, gözeneklerin fazlalığın dikkat çektiği, çatlağın tanelerin birleştiği tane sınırlarından ilerlediği buradan da toz taneleri arasında sinterleme işlemi aşamasında yeterince difüzyon bağının oluşmadığı sonucuna gidilmektedir. Şekil 5’te D harfi ile gösterilen bölgelerde tanelerarasından çatlağın ilerlediği ve bu bölgelerdeki boşluklardan dolayı yorulma çatlak ilerlemesi aşamasının kısa olmasından dolayı yorulma ömrünün düşük olduğu ve yetersiz difüzyonda dolayı da yorulma dayanımı değerinin düştüğü gözlenmektedir. Şekil 6’da L harfi ile gösterilen bölgelerde, biçimsiz ve düzensiz gözenekler görülmekte ve bu gözeneklerin olduğu bölgelerde başlayan ve ilerleyen çatlaklar görülmektedir. 1. ve 2. gruptaki numunelerde yetersiz sinterleme meydana gelmiş ve böylece toz taneleri arasında zayıf bağlar ve düzensiz gözenekler oluşmuştur. Böylece tüm bunların sonucunda bu gruplardaki yorulma dayanımı 3. grup numunelere göre oldukça düşük bulunmuştur.

D

L

67

Şekil 5. 1200°C Sinterlenen 316L çelik numunenin Şekil 6. 1250°C Sinterlenen T/M 316L Paslanmaz

Çeliğin Yorulma kırık yüzey TEM resmi Çeliğin Yorulma kırık yüzey TEM resmi

1300°C de sinterlenen 3. gruptaki numunelerin mikroyapıları incelendiğinde Şekil 7’de G harfi ile gösterilen bölgelerde tane içlerinde gevrek kırılmalar dikkat çekmekle birlikte gözenek yapısının daha düzenli ve oranın azlığı gözlenmektedir. 3. gruptaki numunelerde 1. ve 2. gruptaki numunelerden farklı olarak hem tanelerarasında hem de tane içlerinde kopmalar meydana gelmiştir. Bu durumda toz taneciklerinin tane sınırlarına göre daha yüksek olan dayanım değeri numunenin toplam dayanımına etki ederek sonuçtaki yorulma dayanımını yükselttiği sonucuna varılmıştır.

Şekil 7. 1300°C Sinterlenen T/M 316L Paslanmaz Çeliğin Yorulma kırık yüzey Tem resmi

Darbe deney sonuçları incelendiğinde; Toz metal parçaların darbe direncine gözenek miktarı çok etki ettiğinden, çok yüksek yoğunluklara ulaşılmadan kayda değer bir darbe enerjisi elde etmek zordur. Bu nedenle özellikle 1200°C ve 1250°C de sinterlenen numunelerde yetersiz sinterleme sonucu meydana gelen düzensiz gözeneklerden dolayı kayda değer bir darbe mukavemeti elde edilememiştir ve oldukça düşük çıkmıştır (1.57 J ile 2.05 J arasındadır). 1300°C de sinterlenen 3. gruptaki darbe

G

D

L

68

deney numunelerinde ise, gözenek miktarına bağlı olarak darbe mukavemetlerinde artış görülmüş ve maksimum 12.74 J darbe enerjisi elde edilmiştir. Bu grup numunelerin mikroyapıları incelendiğinde; çok sert ve gevrek bir yapı görülmektedir. Şekil 8 ve 9’da F ve G harfi ile gösterildiği gibi tane içlerinde açık bir şekilde gevrek kırılma görülmektedir. Özellikle şekil 9’da G harfi ile gösterildiği gibi çok gevrek bir kırık yüzeyi net olarak görülmektedir. Bu gruptaki numunelerin sinterleme şartlarının önceki numunelere göre daha iyi olmasından dolayı darbe enerjileri daha yüksek çıkmıştır.

Şekil 8. 1300°C Sinterlenen T/M 316L Paslanmaz Şekil 9. 1300°C Sinterlenen T/M 316L Çeliğin darbe deney kırık yüzey TEM resmi Paslanmaz Çeliğin darbe deney kırık yüzey (Darbe enerjisi 12.74 J) TEM resmi (Darbe enerjisi 12.74 J)

Üç noktadan eğme deneyi sonuçları incelendiğinde; en yüksek eğme dayanımı 1300°C de sinterlenen numunelerde görülmektedir (maksimum 769 MPa). 1200°C ve 1250°C de sinterlenen numunelerin eğme dayanımı oldukça düşük çıkmıştır (246 MPa ile 400 MPa arasındadır). Bu da yetersiz sinterleme sonucu gözenek geometrisinden ve miktarından kaynaklanmaktadır. Sinterlenmiş çeliklerde eğme dayanımı yaklaşık olarak çekme mukavemetinin iki katı olarak hesaplanmıştır [8]. Bu çalışmada da maksimum eğme dayanımı, maksimum çekme dayanımının iki katından fazla bulunmuştur. 1300°C de sinterlenen T/M 316L paslanmaz çelik numunelerde maksimum 769 MPa eğme dayanımı elde edilmiştir. Bu gruptaki numunelerin sinterleme şartlarının diğer gruplara göre daha iyi olmasından dolayı eğme dayanımında artış görülmüştür.

Mikrosertlik ölçümleri sonucunda her üç grup numunelerin alın yüzeyleri boyunca sertlik dağılımları şekil 10’da, yan yüzeyleri boyunca sertlik dağılımları ise şekil 11’de gösterilmektedir. Şekiller incelendiğinde; alın yüzeylerdeki sertlik dağılımları aynı karakteristikte olmasına rağmen, yan yüzeylerdeki sertlik dağılımları birbirinden oldukça farklı olduğu görülmektedir. Bu durum, numunelerin iç yapılarındaki gözeneklerin, sinterleme şartlarına bağlı olarak birbirlerinden farklı olmasından ve dalıcı ucun toz tane sınırlarına veya toz tanelerinin üzerine gelmesinden kaynaklandığı düşünülmektedir.Ayrıca kalıpta soğuk sıkıştırma esnasında kalıp yüzeyine ve zımbaların hareket yönüne bağlı olarak sıkıştırma etkisinin değişmesi, sertlik değerlerinde numune yüzeylerine bağlı olarak farklılıkların ortaya çıkmasına neden olmaktadır.

F

G

69

Genel anlamda bakıldığında, 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunelerin

mikrosertliklerinin yüksek olduğu görülmüştür. Bu gruptaki numunelerde maksimum 393 HK mikrosertlik değeri elde edilmiştir. ISO 5832-1’de tam yoğun 316L paslanmaz çeliklerin mikrosertlik değeri 289 HK olarak verilmiştir[9]. 1200°C ve 1250°C sıcaklıklarda sinterlenen numunelerin mikrosertlikleri ise daha düşüktür. Numunelerin yan yüzeylerinde sertlik ölçümünden elde dilen değerler T/M numunelerde sıkıştırma tipine, toz yağlama şartlarına ve tozun özelliklerine göre elde edilen yoğunluk değerine bağlıdır [10]. Şekil 11’de verilen eğrilerde 1300°C sıcaklıkta sinterlenen numunelerde sıkıştırma şartlarına bağlı olarak numunenin sıkıştırmada zımbaya daha yakın olan bölgede yoğunluğun daha yüksek olduğu sonucunu doğurmaktadır. Bu çalışmada ölçülen sertlik değerlerinin 240-350 HK aralığında olduğu, 1300°C’de sinterlenen numunelerde 400 HK değerine yaklaşıldığı görülmektedir. Ölçülen bu sertlik değerleri tam yoğun 316L paslanmaz çelikler için ISO 5832-1’de verilen değerler mertebesindedir[9].

200

220

240

260

280

300

320

340

360

380

1 2 3 4 5 6 7

Alın Yüzeyi Boyunca Alınan Ölçümler

Mik

rose

rtlik

(Kno

op)

1. Grup

2. Grup

3. Grup

200220240260280300320340360380400420

1 2 3 4 5

Yan Yüzey Boyunca Alınan Ölçümler

Mik

rose

rtlik

(K

noop

)

1. Grup

2. Grup

3. Grup

Şekil 10. Tüm numune gruplarının alın yüzeyi Şekil 11. Tüm numune gruplarının yan yüzey

mikrosertlik değerlerinin dağılımı boyunca mikrosertlik değerlerinin dağılımı

70

4. SONUÇLAR Toz metalurjisi yöntemi ile üretilmiş olan AISI 316L paslanmaz çelik numunelerine uygulanan deneylerden aşağıdaki sonuçlar elde edilmiştir.

1. 1200°C, 1250°C ve 1300°C sıcaklıkta 30 dakika sinterlenen 316L paslanmaz çelik implant numunelerin sinterleme sonrası izafi yoğunluk değerlerinin % 86 (6.90 Mg/m3)

mertebesinde olduğu belirlenmiştir. 2. 1200°C ve 1250°C de sinterlenen numunelerin çekme dayanımlarının düşük ve 125-135

MPa arasında olduğu bulunmuştur. 1300°C de sinterlenen numunelerin çekme dayanımı değeri diğer numunelerin değerlerine göre daha yüksektir ve maksimum 300 MPa çekme dayanımı elde edilmiştir.

3. Yorulma deneylerinde elde edilen sonuçlar incelendiğinde; 1200°C ve 1250°C sıcaklıklarda sinterlenen numunelerin yorulma dayanımı 65-72 MPa olarak bulunmuştur. 1300°C de sinterlenen 316L paslanmaz çelik numunelerin yorulma dayanımı diğer numunelere göre daha yüksek olarak 165 MPa mertebesinde bulunmuştur.

4. Tam yoğun paslanmaz çelik malzemelerde Yorulma dayanımı/Çekme dayanımı oranı yaklaşık 0.5-0.6 mertebesindedir. Bu çalışmada bulunan oran ise 0.54-0.55 aralığındadır. 1300°C de sinterlenen numunelerde bu oran literatürdeki değerler mertebesinde bulunmuştur.

5. Bu çalışmada, mekanik özellikler, yoğunluk, sertlik ve metalografik incelemeler topluca dikkate alındığında, 1300°C sıcaklıkta 30 dakika süre ile azot gazı atmosferinde yapılan sinterlemenin 316L paslanmaz çelik toz için daha uygun olduğu sonucuna varılmıştır.

5. KAYNAKLAR

1. AKDOĞAN G., Ti-6Al-4V Alaşımının Biyokorozyon ve Biyouyumluluk Özelliklerinin Araştırılması, Doktora Tezi, Gazi Üniversitesi, Fen Bilimleri Enstitüsü, 1998, Ankara.

2. Çakır A., “İnsan Vücudunda Kullanılan Metalik İmplantların Dünü ve Bugünü”, 8. Uluslararası Metalürji ve Malzeme Kongresi”, 6-9 Haziran 1995, pp. 1131 – 1137, İstanbul, TÜRKİYE.

3. Fındık F., Coşar M., “Biyomedikal Uygulamalarda Metalik Malzeme Seçimi”, Makine ve Metal Teknolojisi Dergisi, Sayı 129, Eylül 2002.

4. Akdoğan G., Sarıtaş S., “Toz Metalurjisinin Biyomalzemelerin Gelişimindeki Katkısı”, 3rd International Powder Metallurgy Conference, September 4-8, 2002, Turkish Powder Metallurgy Association, Gazi University, Ankara, pp. 1244-1262, TURKEY.

5. Mühendis ve Makine Dergisi, Şubat 2003–Sayı 517. 6. TTMD - Türk Toz Metalurjisi Derneği Online Yayını, “Toz Metalurjisi”, Türk Toz

Metalurjisi Derneği, Gazi Üniversitesi Mühendislik Mimarlık Fakültesi, Makina Mühendisliği Bölümü, http://www.turktoz.gazi.edu.tr , 2003, ANKARA.

7. Pilliar R. M., “P/M Processing Of Surgical Implants: Sintered Porous Surfaces For Tissue-To-Implant Fixation”, The International Journal Of Powder Metallurgy, Volume 34, No.8, pp. 33-45, APMI International, 1998.

8. Andersen P. J., “Medical and Dental Applications”, Journal of Powder System and Applications, pp. 657-663, 1982.

71

9. Anonymous, “Bio Implant Materials”, Copyright © www. directessays.com. 2002-2004.

10. Bakan I. H., Heaney D., German R. M., “Enjeksiyonda Kalıplanmış 316L Tozlarının Sıvı Faz Sinterlenmesi”, 3rd International Powder Metallurgy Conference, September 4-8, 2002, Turkish Powder Metallurgy Association, pp. 1179-1190, Gazi University, Ankara, TURKEY.

11. Molinari A. et al., “Persistent Liquid Phase Sintering Of 316L Stainless Steel”, The International Journal Of Powder Metallurgy, Volume 34, No. 2, pp. 21-28, APMI International, 1998.

12. German R. M., “Powder Metallurgy Science”, Metal Powder Industries Federation, Princeton, New Jersey, USA, pp. 203-204, 334-335, 1984.

13. Brunski J. B., “Classes Of Materials Used in Medicine”, Biomaterials Science Book, Chapter 2, pp. 41-43, by Academic Press, 1996.

14. Lee P. W., et al., “Powder Metal Technologies and Application, ASM Handbook Volume 7”, pp. 478-481, 710-748, ASM International, 1998.

15. ISO 5832-1, 3. Ed., “Implants for Surgery-Metalic Materials part 1: Wrought stainless steel”, pp. 9, 1997 (E)

16. Kurgan, N., T/M Paslanmaz Çelik İmplantların Üretimi ve Teknolojik Özellikleri Üzerine Bir Araştırma, CBÜ, FBE, Doktora Tezi, 2005, Manisa.

72

73


TOZ METALURJİSİ YÖNTEMİYLE ÜRETİLEN TİTANYUM ESASLI TANTALYUM KATKILI İMPLANT NUMUNELERİNİN BAZI

FİZİKSEL VE MEKANİK ÖZELLİKLERİNİN BELİRLENMESİ

Remzi Varol*, Bekir Yalçın** ve Nihat Yılmaz**

*SDÜ Mühendislik Mimarlık Fakültesi, Batı kampusü 32260 Isparta **SDÜ Teknik Eğitim Fakültesi, Batı kampusü 32260 Isparta

1. Giriş

İnsan vücudu sadece biyolojik ve kimyevi değil, her yönüyle mükemmel bir yapıya sahiptir. Bu yapının anlaşılabilmesi sadece tıp bilimi ile bazen mümkün olamamaktadır. Biyomühendisliğin alt dalları olarak tanımlanan biyomalzeme ve biyomekanik gibi alanlarla disiplinler arası araştırma yapmak zorunlu hale gelmiştir. Tıp ve mühendislik bilim dallarının ortak yapılan bilimsel araştırmalar neticesinde her geçen gün yapay organ, vücut içerinde önemli görevi üstlenen birçok implant malzemesi geliştirilmiştir. Kaybedilen doku ve organların yenilenmesi, bozulan kemik düzenin yeniden işlevsel hale getirilmesi, diş, çene, omur, kalça ve diz kapağı protezleri, takma el ve ayaklar, biyolojik uyumlu lens ve mercekler gibi implant malzemelerin tümü yapılan disiplinler arası çalışmaların ürünüdür.

Hiçbir protez veya implant malzemesinin, insan kemiğinin yerini tutamayacağı bir gerçektir. Ancak, henüz yeterli olmamasına rağmen, 1950’ li yıllardan itibaren kullanılan birçok implant malzemesi mevcuttur. İmplant malzemelerinin büyük bir çoğunluğu kullanılacağı yere göre; yorulma ve aşınma dayanımı, tokluk, gerilme-gerinme, korozyon direnci, biyouyumluluk, hafiflik, süngerimsi veya sert doku, ısıl iletkenlik, manyetiklik ve imalat özellikleri göz önüne alınarak farklı standartlara göre hazırlanmaktadır. Paslanmaz çelik ile başlayan süreç, bazı implantasyon ve biyouyumsuzluk problemlerinden dolayı malzeme ve imalat teknolojilerinin geliştirilmesi sayesinde titanyum alaşımlarının biyomalzeme olarak kullanılması ile devam etmiştir. Ancak, Titanyum (Ti) alaşımlarının ülkemiz endüstrisinde imal edilememesi ile Ti alaşımı implantlar oldukça yüksek maliyetlere yurtdışından ithal edilmektedirler.

Ti gibi pahalı ve geniş alaşım sistemlerinin malzeme kaybı olmaksızın imal edilebilmesi ve standartlara uygun kimyasal kompozisyona sahip tozlardan “Toz Metalürjisi Yöntemi” kullanılarak imalat maliyetlerin düşürülmesi hedeflenmiştir. Bu nedenle, bu alandaki çoğu bilimsel araştırma toz metalürjisi yöntemin Ti esaslı implant imalatında kullanılabilirliği üzerine yoğunlaşmaktadır. Toz metalürjisi (TM), katı durumda endüstriyel parça imal etmek için ince toz tanelerinin üretimi ve bu toz tanelerinin birleştirilmesi olarak tanımlanabilir. Uzun zamandır TM teknolojisi, demir, bakır ve nikel esaslı malzemelerin sıklıkla kullanıldığı bir sektör iken, bugün Titanyum (Ti), Tantalyum (Ta), Vanadyum (V) gibi değişik metal tozların üretilebildiği ve bu tozlardan da endüstriyel parça üretilebilir bir sektör haline gelmiştir. Titanyum döküm-ingot metalürjisinde oluşan malzeme hataları (gözenek, lunker vs), işleme zorlukları ve alaşımlandırma limitleri uzay-uçak, deniz altı ve biyomalzeme gibi modern malzeme teknolojisindeki özel uygulamalarda bazen yetersiz kalmaktadır. Hemen hemen hiç ikincil operasyona ihtiyaç olmadan parça imal etme imkânını veren ileri toz metal teknolojileri, TM tekniğinin endüstriyel kullanım yelpazesini

74

genişletmiştir. Araştırmalar neticesinde konvansiyonel TM tekniği ile imal edilen yapısal parçalarda oluşan istenmeyen gözenekler mümkün olduğu kadar ortadan kaldırılması için toz enjeksiyon kalıplama (PIM), metal enjeksiyon kalıplama (MIM), lazer sinterleme sistemi (SLS), sıcak-soğuk izostatik sıkıştırma (CIP-HIP) ve metal matris kompozit (MMK) gibi ileri toz metal teknolojilerinin kullanılması önerilmektedir [10,14,20]. Bu sayede, uzay sektörüne Ti gibi pahalı tozlardan malzeme israfı olmadan yapısal parça imalatının gerçekleştirilmesi ve kemikle uyumlu, istenilen kemik yapısına uygun mekanik ve fiziksel özelliklere (gözenekli veya yoğun yapı) sahip implantların imal edilebilmesi için, Ti toz metalürjisini vazgeçilmez hale getirmiştir [8]. Titanyum (Ti) element olarak ikiyüz yıl önce fark edilmiş olmasına rağmen, 1952 yılından itibaren endüstriyel uygulamalarda kullanımının artmasından dolayı yeni mühendislik malzemesi olarak nitelendirilmektedir [10;9]. Ti ve alaşımlarının maliyeti yaygın olarak kullanılan metallerden daha fazladır. Direkt cevherden elde edilmeleri zor ve imalatında çok gelişmiş ergime teknikleri kullanılmaktadır. Ti alaşımının yüksek üretim maliyetinin nedeni, prensip olarak bu metalin yüksek reaktifliği ve oksijen, azot, hidrojen ve karbon ile kolayca reaksiyona girmesinin sonucudur. Titanyum 4.51 g/cm3 özgül kütleye sahip ve çeliğe nazaran % 57 hafif bir metaldir. Ti’ nin ısı iletim katsayısı, manyetiklik ve elektrik iletkenliği çeliğe nazaran oldukça düşük bir malzemedir [9]. Ti ve alaşımlarının kendine has özelliklerinin avantaj olduğu pek çok endüstriyel uygulamada etkili bir şekilde kullanılmaktadır. Ti’ nin endüstride hızla yaygınlaşmasının temel nedeni, korozyon dayanımı ve çeliğe göre % 57 daha düşük yoğunlukta olmasına rağmen yüksek dayanıma sahip olmasıdır [3]. Düşük yoğunlukları nedeniyle, ağırlığın özel öenm kazandığı uçak konstrüksiyonlarında ve implant uygulamalarında tercih edilir bir malzemedir [28,5,27]. Ayrıca, ingot, çubuk, sac, kabuk, sünger ve toz gibi değişik ürün formlarında üretilebilmelerinde sınır yoktur. Çizelge 1. Değişik Ti alaşımlarının kullanım alanları [3]

Alaşım Karakteristik Genel Uygulama Alanları Alaşımsız Ti (α alaşımı)

Şekillendirilebilirliği ve kaynaklanabilirliği oldukça yüksek

Isı değiştirgeçleri, kimyasal-işleme endüstrisi.

Ti-5Al2.5 Sn (α alaşımı)

İyi kaynaklanabilirlik ve kararlılık, 480o sıcaklığa kadar kararlı mukavemet

Jet motor ve türbin motor uygulamalarında.

Ti-6Al-2Sn-4Cr-2Mo (α’ ya yakın)

Mükemmel sürünme dayanımı, yüksek tokluk ve mukavemet

Gaz türbin motorlarında dövme ve haddeleme ürünlerinde, uçak dış kaplama parçalarında.

Ti-5.8Al-4Sn-3.5Zr0.7Nb-0.5Mo-0.3 Si (α’ ya yakın)

Kaynaklanabilirlik, yüksek sıcaklıkta geliştirilmiş yorulma dayanımları

Maksimum 590oC sıcaklıklardaki endüstriyel uygulamalarda

Ti-6Al-4V (α/β) Mükemmel yorulma dayanımı, biyouyumluluk, 300 oC sıcaklığa kadar ısıl kararlılık.

Ortopedik implant, gaz türbin diskleri, kimyasal işlem üniteleri.

Ti-6Al-7Nb (α/β) Mükemmel biyouyumluluk, yüksek mukavemet.

İmplant uygulamalarında.

Ti-5Al-2.5 Fe (α/β) Yüksek mukavemet, biyouyumluluk. İmplant uygulamalarında. Ti-6Al-2.5Sn-4Zr-6Mo (α/β)

Yüksek sıcaklıkta uzun süreli yük taşıyıcı.

Kompresör fan kanatçıkları ve gaz türbin motor uygulamalarında.

Ti-35Nb-5Ta-7Zr (Meta stabil β)

Düşük elastisite modülü, biyouyumluluk.


Ti-13Nb-13Zr (α/β) Düşük elastisite modülü, biyouyumluluk.


Ti-13V-11Cr-3Al (β) İyi kaynaklanabilen yüksek mukavemetli.

Yüksek mukavemetli uçak konstrüksiyonda, misilleme uygulamalarında.

75

İmplant olarak kullanılan biyomalzemeler, insan vücudundaki canlı doku ve organların

işlevlerini yerine getirebilmek veya desteklemek amacıyla kullanılan malzemelerdir. İmplant, sıklıkla kalça, diz, kalp kapakçıkları, diş vb organların hasar uğraması sonucu, yerlerine organik olmayan malzemeden benzerlerinin yerleştirilerek tahribatların düzeltilmesi için kullanılan malzeme olarak bilinmektedir [29].

İmplantasyonun yapılabilmesi ve implant malzemesinin seçim kriterinde, kemiğin mekanik ve fiziksel özelliklerinin iyi anlaşılması gerekir. Bergmann vd. (1993)’ e göre, normal seviyede yürüyüş sırasında kalça kemiği üzerine 3 kN yük uygulanmaktadır. Bu esnada, seçilen implant malzemelerinin bu yükü taşıması gerekmektedir. Bu yük durumunun, 100 mm2 kesitteki bir kemikte yaklaşık 30 MPa gerilmeyi oluşturacağı açıktır. İmplant malzeme ve onu çevreleyen doku arasında sürekli olarak mekanik ve biyolojik bir etkileşim oluşacaktır. İmplant ve kemik arasındaki bağ dayanımı, bu etkileşime bağlıdır. İmplant uygulamalarındaki biyomalzemeler, yük taşıma, yük iletmenin yanı sıra biyouyumluluk gibi gereksinimleri karşılamaları durumunda ancak kullanıabilirler. Yük taşıma fonksiyonu, hareket, destekleme dokuları ve implant malzeme arasında optimum yükün iletilmesi ile nitelendirilir. Bu etkileşim Şekil 1’ de görülmekte olup, implant malzemelerde en önemli özellik olarak bilinen biyouyumluluğu ön plana çıkarmaktadır. Biyouyumluluk, vücut ile uyuşabilirlik olarak tanımlanabilir. İmplant malzemelerin biyouyumluluğu, vücuda yerleştirildiği bölgede biyolojik dokularda zararlı etkileşimin olmamasıyla ölçülür [19]. Ortopedik amaçlı kullanılan implant alaşımının biyouyumluluk ve korozyon özellikleri, malzeme cinsi, kimyasal kompozisyona ve imalat yöntemi ile direkt ilgilidir. İmplant malzemelerde, biyouyumluluğun yanı sıra, elastisite modülü kemiğe en yakın değerde, tokluk, sertlik, aşınma, yorulma dayanımı ve çekme dayanımı gibi mekanik özelliklerin kemik malzemeyle uyumlu olması istenir. İmplantın şekli, malzeme tipi ve yükleme tarzına bağlı olarak yorulma dayanımı, çekme/basma, eğme, burulma, aşınma testleri, implant malzemelerin değerlendirilmesinde yaygın olarak kullanılır. Ortopedik alaşımların mukavemeti oda sıcaklığında yapılan standart çekme deneyi ile % kesit daralması veya uzamasıyla yeterli süneklik değerlerinin elde edilmesiyle birlikte kemiğe yakın eğilme dayanımının optimize

Şekil 1. İmplant malzemesinin kemikle etkileşimi [19]

edilmesi gerekir. İmplant malzemelerde, yorulma-aşınma korozyonu ve çevresel gerilme çatlakları oldukça yaygın hasarlardır. Yorulma-aşınma kriterinin optimize edilmemesi durumunda, uzun süreli kullanımlarda, protezin gevşemesi, implant malzemeden kemiğe yük transferinin yetersiz olması ile implantte bozulmalar meydana gelebilir. Bu ise, doku kaybına

76

yol açmaktadır. Özellikle çekme/basma ve eğme yükü kemiği etkilediğinde, kemik kesitinde azalma, kemikte ağırlık kaybı ve sonucunda osteoporosis artışı (gözeneklilik ve kemikte kuruma) görüldüğü ileri sürülmektedir[22]. Dolayısıyla, doğal kemikle implant malzemesi arasında elastisite modülüne bağlı olarak, esneklik veya sertlik farkı oldukça önemli hale gelmektedir [29]. İmplantın rijitliğinde de, herhangi bir azalma, kemik dokusundaki gerilme dağılımını olumsuz yönde değiştirir. Bundan dolayı, gerilmeler en aza indirilerek implantın ömrü arttırılmalıdır. İmplant Malzemesi Olarak Kullanılan Ti Alaşımlarının Mekanik Özellikleri

İmplant malzemelerinin çekme dayanımı, elastisite modülü ve % uzama değerleri kemiğin aynı değerleri ile uyumluluk göstermesi gereklidir. Son yıllarda titanyum alaşımları, düşük yoğunluğa rağmen yüksek dayanımları, kemiğe yakın elastisite modülü ve mükemmel biyouyumluluklarından dolayı implant malzemesi olarak seçilmektedir [24,18]. Hatta bazı bilimsel çalışmalarda da, implant malzemesi seçiminde klasik paslanmaz çeliklere ve kobalt esaslı alaşımlarla kıyaslandığında, düşük elastisite modülleri ve yüksek biyouyumluluk ve korozyon dayanımları nedeniyle Ti alaşımlarının kullanımının oldukça arttığı ileri sürülmektedir. Çizelge 2.’de bazı implant malzemelerinin mekanik özellikleri karşılaştırmalı olarak verilmiştir. Çizelge 2. Ti Esaslı ve diğer İmplant Malzemelerin Mekanik Özelliklerinin Kemikle karşılaştırılması [19].

Alaşım Mikroyapı E (GPa) Akma Mukavemeti, (MPa)

Kopma Mukavemeti, (MPa)

Cp Ti α 105 692 785 Ti-6Al-4V α/β 110 850-900 960-970 Ti-6Al-7Nb α/β 105 921 1024 Ti-5Al-2.5Fe α/β 110 914 1033 TMZF® Yarı kararlı β 74-85 1000-1060 1060-1100 Ti-15Mo-5Zr-3Al Yarı kararlı β 75 870-968 882-975 Ti-15Mo-2.8Ni-3Al Yarı kararlı β 82 771 812 Ti-13Nb-13Zr α/β 79 900 1030 Ti-15Mo-3Nb-0.3 O Yarı kararlı β 82 1020 1020 TNZT® Yarı kararlı β 55 530 590 TNZT® 0.4O Yarı kararlı β 66 976 1010 CoCrMo Östenit 200-230 275-1585 600-195 316L Östenit 200 170-750 465-950 Kemik Viskoelastisite

kompozit 10-40 90-140

Çizelge 2’ de görüldüğü gibi, TMZF® ne TNZT® alaşımlarının mekanik özellikleri geleneksel Ti-6Al-4V, Ti-5Al-2.5Fe, Cp Ti ve Ti-6Al-7Nb alaşımlarına nazaran kemikle daha uyumludur. Yeni nesil Ti kompozit alaşımları implant malzemelerinin gelişmesine öncülük etmiş olup, daha yüksek biyouyumlu, kemik yapısına uygun (gözenekli veya kompakt), daha düşük elastisite modülüne ve yüksek aşınma, çentik-yorulma dayanımına sahip biyomalzemeler implant sektörüne girmiştir Düşük elastisite modülü implantların imal edilmesi için, kemik türüne göre gözenekli yapıların kullanılması önerilmektedir. Ancak, gözenekli Ti alaşımlarının çentik darbe dayanımı ve yorulma dayanımında düşüş olacağı bir gerçektir. Bir çalışmaya göre, tam yoğun Ti-6Al-4V alaşımının yorulma dayanımı, 625-650 MPa mertebesinde iken sinterlenmiş ve ısıl

77

işlem, talaşlı işlem görmüş Ti-6Al-4V alaşımının yorulma dayanımı yaklaşık 500 MPa olduğu belirtilmektedir. 2. MATERYAL VE YÖNTEM 2.1. Deneylerde Kullanılan Malzemeler

İmplant uygulamalarında yaygın olarak kullanılan dört farklı titanyum alaşımı belirlenmiştir. Deneylerde kullanılan alaşımların, kimyasal kompozisyonları ve diğer özellikleri sırasıyla Çizelge 3- Çizelge 6 arasında verilmiştir.

Çizelge 3. Ti-6Al-4V alaşımını oluşturan tozların kimyasal kompozisyonu

Alaşım Elemanı Ti Al V Zn-S

Ağırlık (%) 90 6 4 0,6

Ergime Sıcaklığı (oC) 1668 660 1910 120-124

Toz Boyutu (µm) 44 63 44 -

Toz Morfolojisi %70 Küresel+ %30 köşeli Köşeli Küresel -

Çizelge 4. Ti-6Al-7Nb alaşımını oluşturan tozların kimyasal kompozisyonu

Alaşım Elemanı Ti Al Nb Zn-S

% Ağırlık (%) 87 6 7 0,6



Toz Morfolojisi %70 Küresel+ %30 köşeli Köşeli Küresel -

Çizelge 5. Ti-5Al-2,5Fe alaşımını oluşturan tozların kimyasal kompozisyonu

Alaşım Elemanı Ti Al Fe Zn-S

Ağırlık (%) 92.5 5 2.5 0,6



Toz Morfolojisi %70 Küresel+ %30 köşeli Köşeli Köşeli -

Çizelge 6. Ti-6Al-4V-4Ta alaşımını oluşturan tozların kimyasal kompozisyonu

Alaşım Elemanı Ti Al V Ta Zn-S

Ağırlık (%) 86 6 4 4 0,6

Ergime Sıcaklığı (oC) 1668 660 1910 3017 120-124

Toz Boyutu (µm) 44 63 44 44 -

Toz Morfolojisi %70 Küresel+ %30 köşeli Köşeli Köşeli Küresel -

78

Çizelgelerde verilen, Ti-6Al-4V alaşımı ASTM Grade 5, Ti-6Al-7Nb alaşımı ASTM F 1295, Ti-5Al-2.5 Fe alaşımı ISO Part 10 standartlarına göre hazırlanmıştır. Ti-6Al-4V-4Ta ise literatürde yeni implant malzemesi olarak tanımlanmış ve bu çalışmada da, Ta’ nın Ti-6Al-4V malzemesi üzerine etkisi araştırılmıştır. 2.2. Numunelerin İmal Edilmesi

Sıkıştırma kalıbı, deneylerde kullanılan tozların görünür yoğunluk değerlerine ve imal edilecek numune geometrisine göre tasarlanmıştır. İki parçadan oluşan tek zımbanın hareketli olduğu kalıp içinde 400 kN kapasiteli preste sıkıştırma yapılacak şekilde düzenlenmiştir. Toz karışım oranlarının belirlenmiş ve konik karıştırıcıda 20 dakika süre ile 22 d/d hızla karıştırma işi gerçekleştirilmiştir. Karıştırıcının kapasitesi 0.5 litre ve doluluk oranı %60 mertebesinde tutulmuştur. Karıştırma sonrası numune başına karışım toz miktarı %90 ham yoğunluk değeri esas alınarak belirlenmiş ve Precisa 310M marka 0,001g hassasiyetindeki terazi ile tartılmıştır. Tek etkili bir pres kullanılarak kalıpta soğuk olarak sıkıştıma sonucu 10*10*55 mm boyutlarında prizmatik numuneler elde edilmiştir. Sıkıştırma öncesi kalıp cidarları ve zımba yüzeyleri Zn-S ile yağlanmıştır. Sıkıştırma basıncı değeri 550 MPa mertebesindedir. Sıkıştırma sonrası numuneler sinterlenmişlerdir. Titanyum yüksek sıcaklıkta dış ortamdaki oksijenle kolayca reaksiyona giren karakteristiğe sahip bir malzeme olmasından dolayı, sinterleme rejimi literatür araştırması ve ön çalışmalar sonrası belirlenmiştir. Sinterleme işlemi, ilk olarak 5 oC/dakika ısıtma hızında 400 oC sıcaklığa kadar yapılmış ve bu sıcaklıkta 20 dakika bekletilerek yağlayıcı giderilmiştir. Daha sonra, aynı ısıtma hızında 1200 oC sinterleme sıcaklığına ısıtılıp bu sıcaklıkta iki saat süre bekletilerek sinterleme gerçekleştirilmiştir. Sinterleme, argon koruyucu gaz ortamında ve tüp fırın içerisinde yapılmıştır. Sinterleme sırasında altlık malzeme ile reaksiyonu önlemek için, numuneler grafit plakalar üzerinde sinterlenmiştir. Numuneler, 5 oC/dakika soğutma hızı ile fırın ortamında oda sıcaklığına kadar soğutulduktan sonra dış ortama alınmıştır. Bir sinterleme rejiminde 3 numune sinterlenmiş ve her bir sinterleme rejimi 10 saat sürede gerçekleştirilmiştir. 2.3. Mekanik deneyler, Aşınma Deneyleri ve Metalografik Çalışmalar

TM yöntemiyle üretilen ve biyomalzeme olarak kullanılan Ti-6Al-4V, Ti-6Al-7Nb, Ti-5Al–2,5Fe ve Ti-6Al-4V-4Ta alaşımlarından elde edilen numunelerin mekanik özelliklerini karakterize edebilmek için çekme, üç noktadan eğme, mikrosertlik deneyleri yapılmıştır. Ayrıca açık akma göstermeyen TM Ti alaşımlarının elastisite modülü değerleri sonik yöntemle belirlenmiştir. İmplant uygulamalarında kullanılan malzemenin tribolojik özelliklerinin belirlenmesi, uzun süreli servis ömrü için önemli olmasından dolayı, TM Ti alaşımlarının tribolojik özellikleri araştırılmıştır. Malzemenin aşınma performansı aşınma direnci olarak nitelendirilmekte ve her bir malzemenin aşınma direnci belli yük, çevresel hız ve alınan yol (devir) şartlarında oluşan malzeme kaybı olarak değerlendirilmiştir. Aşınma deneyleri, PLINT marka TE53 Slim-Multipurpose model aşınma ve sürtünme cihazında gerçekleştirilmiştir. Adheziv aşınma deneyine tabi tutulan numunelerin sürtünme katsayıları ve sürtünme kuvvetleri Honeywell marka Multitrendplus V5 marka veri toplayıcı ile anlık olarak ölçülmüştür.

TM ile imal edilen dört farklı Ti alaşımının mikroyapılarının incelenmesi için optik mikroskop çalışmaları yapılmıştır. Mikroyapı incelemeleri ve aşınma yüzey morfolojisi Olympus Bx51 model polarizen mikroskopta gerçekleştirilmiştir. Dağlama sıvısı olarak % 10

79

HF, % 5 HNO3 ve % 85 H2O kimyasalı kullanılmıştır. Ayrıca numunelerin farklı oranlarda büyütülmüş mikroyapı incelemeleri ZEISS marka Supra 50 VP model Taramalı Elektron Mikroskobunda (SEM) yapılmıştır. Diğer bir metalografik analiz olarak eğme numunelerinde oluşan kırık yüzeylerin incelenmesi için yine SEM cihazı kullanılmıştır. Deneysel verilerden elde edilen sonuçlar kırık yüzeyi incelemeleri ile desteklenmiş, kırılma tipleri SEM fotoğraflarıyla ortaya konulmuştur. Ayrıca, kırık yüzeyi incelemelerinde, sinterleme sonrası iki partikül arasında gelişen sinter boyun yarıçapı belirlenmeye çalışılmıştır. Böylece, sinterleme sıcaklığı ve süresinin, bu Ti alaşımlarında yeterli olup olmadığı tespit edilmiştir. 3. BULGULAR 3.1. Boyut ve Yoğunluk Değişimi

Her bir TM Ti alaşımı için, sinterleme öncesi ham yoğunluk değerleri ve sinterleme sonrası yoğunluk değerleri taşırma yöntemi ile hesaplanmıştır. Boyutsal ölçümler, 0.01 mm hassasiyetinde mikrometre ile belirlenmiştir. Sinterleme sonrası ölçülen yoğunluk değerleri Çizelge 7’ de verilmiştir. Çizelge 7. TM Ti alaşımlarının ortalama ham yoğunluk ve sinterlenmiş yoğunluk değerleri Yoğunluk Ti-6Al-4V Ti-6Al-4V-

4Ta Ti-6Al-7Nb Ti-5Al-2.5Fe

Ortalama Ham Yoğunluk (g/cm3) 3,86 3,86 3,86 3,86 Ortalama Sinterlenmiş yoğunluk (g/cm3)

3,92 3,9 3,88 3,92

% yoğunluk değişimi, istenilen gözenekli veya kompakt parçanın elde edilebilmesi için değerlendirilen önemli bir parametredir. Bu parametrenin araştırılması ile sinterleme sıcaklığının, süresinin ve ortamın sinter boyun mekanizmasının oluşumunda etkili olup olmadığı belirlenebilmektedir. Örnek olmak üzere TM Ti-6Al-4V alaşımının sinterleme sonrası % yoğunluk ve boyut değişimleri Şekil 2’ de verilmiştir. Ti-6Al-4V alaşımında sinterleme sonrası ortalama olarak % 1,5 oranında yoğunluk artışı meydana gelmiştir. Benzer şekilde Ti-6Al-4V alaşımının sinterleme sonrası % boyut değişimi % 0,8–2 aralığında bulunmuştur. Boyut değişimi büzülme şeklinde olmuş ve bunun sonucu olarak yoğunluk artışı meydana gelmiştir.

80

O ptimum Kopma Dayanımı Değerleri

050

100150200250300350400450500550600650

Ti-6Al-4V Ti-6Al-4V-4Ta Ti-6Al-7Nb Ti-5Al-2.5Fe

Alaşım Tipi

Kop

ma

Day

anımı (

MPa

)

(a) (b) Şekil 2. Ti-6Al-4V alaşımı numunelerin sinterleme sonrası % yoğunluk değişimi ve % boyut değişimi 3.2. Çekme, Eğme Deneyi ve Sertlik Değeri Sonuçları

Çekme deneyi sonrası koparılan numunelerin gerilme-gerinim eğrilerinden elde edilen değerler değerlendirilerek toplu halde kopma dayanımı değerleri Şekil 3’te verilmektedir. Çekme deneyi sonuçları karşılaştırıldığında, Ti-5Al-2.5 Fe alaşımı en yüksek kopma dayanımına sahiptir. Ti-6Al-4V alaşımı ise Ti-5Al-2.5Fe alaşımından sonra yüksek dayanım değerine sahip olmakla birlikte Ti-6Al-4V alaşımına % 4 Ta ilavesi kopmadayanımı değerlerini yaklaşık % 22 oranında düşürmüştür. Ta ilavesiyle % kesit daralma ve boyut uzama değerleri Ti-6Al-4V alaşımına nazaran çok düşüktür. Çekme durumunda, % 4 Ta ilavesi Ti-6Al-4V alaşımını gevrekleştirmiştir. Ti-5Al-2.5Fe alaşımının yüksek dayanım değerine sahip olmasının nedeni, 1200 oC sinterleme sıcaklığında, Fe elementinin Nb, Ta ve V elementlerine nazaran yapıda tamamen çözünmesi olarak yorumlanabilir.

Ti-6Al-4V Alaşımının % Yoğunluk Değişimi

0

0,4

0,8

1,2

1,6

2

2,4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13

Numune No

% Y

oğun

luk

Değ

işim

iTi-6Al-4V Alaşımının % Boyut Değişimi

-2

-1,6

-1,2

-0,8

-0,4

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13

Numune No

% B

oyut

Değ

işim

i

81

Şekil 3. Karşılaştırmalı olarak dört farklı Ti alaşımının kopma dayanımı değerleri

Numunelerin gerilme-uzama eğrilerinin analizi sonucunda, Ti-5Al-2.5Fe alaşımının tokluk ve süneklik değerlerinin diğer alaşımlara göre daha yüksek olduğu belirlenmiştir. Ti-6Al-4V alaşımı ise Ti-6Al-7Nb ve Ti-6Al-4V-4Ta alaşımına göre, daha tok ve sünek karakteristik göstermiştir. Ortopedik amaçlı implantlerde elastisite modülü önemlidir. Birlikte çalışacak Kemik ve implant malzemelerinin benzer davranış göstermesi istenir ve beklenir. Bu açıdan elastisite modülü değerlerinin belirlenmesi önemli olacaktır.Bu amaçla çekme deneyi sırasında belirgin akma karakteristiği göstermeyen TM Ti alaşımlarının elestisite modülü değerleri sonik yöntemle belirlenmiştir. Sonik yöntemle belirlenen elastisite modülü değerleri Şekil 4’te verilmiştir.

Şekil 4’te görüldüğü gibi, Ti-6Al-4V-4Ta alaşımın elastisite modülü diğer alaşımlara göre % 32 mertebesinde daha düşüktür. Ancak, diğer alaşımların kopma dayanımı değerleri Ti-6Al-4V-4TA alaşımına göre daha yüksek olduğu Şekil 3’de görülmektedir. Buradan hareketle hangi özellik ön plana çıkıyorsa ona uygun çözüm geliştirmek gerekmektedir. Şekil 4 incelendiğinde, Ti-6Al-4V, Ti-6Al-7Nb ve Ti-5Al-2.5Fe alaşımlarının elastisite modül değerlerinin benzeşliği dikkat çekmektedir. Şekil 4. Sonik yöntemle belirlenen elastisite modülü değerleri

Sonik yöntemle elde edilen elastisite modülü değerleri ile çekme deneylerinden belirlenen elastisite modülü değerlerinin örtüştüğü gözlenmiştir. Ta ilavesi Ti-6Al-4V alaşımının elastisite modülü ile birlikte dayanım değerlerini de düşürmektedir. Ancak elde edilen değerlerin diğer Ti alaşımlarına göre kemik malzemesine çok daha yakın olması dikkat çekmektedir.

Üç noktadan eğme deneyi (çapraz kırılma) ile kırılan numunelerin eğme dayanımları toplu halde Şekil 5’te verilmiştir. Eğme dayanımı değerleri karşılaştırıldığında, Ti-6Al-4V alaşımının eğme dayanımı değerinin diğer alaşımlara göre yaklaşık % 27 mertebesinde daha yüksek olduğu görülmektedir.

Sonik Elastik Modül Değerleri

0102030405060708090

Ti-6Al-4V Ti-6Al-7Nb Ti-5Al-2.5Fe Ti-6Al-4V-4Ta

Alaşım Tipi

Elas

tik M

odül

(GPa

)

82

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

1 2 3 4

Alaşım Tipi

Eğm

e Da

yanı

mı (

MP

a)

1. Ti-6Al-4V, 2. Ti-6Al-7Nb, 3. Ti-5Al-2.5 Fe, 4. Ti-6Al-4V-4Ta

Şekil 5. Dört farklı TM Ti alaşımlarının ortalama eğme dayanımları

Ti-6Al-4V-4Ta alaşımının eğilme dayanımı, Ti-6Al-4V alaşımına göre yaklaşık % 18 mertebesinde daha düşüktür. Ancak Ta ilaveli alaşımın daha fazla sehim yaptığı belirlenmiştir. İmplant malzemelerinde çekme özelliklerinin kabul edilebilir mertebede düşük olması ancak yüksek eğme dayanımı ve eğilme sırasında yükün iletilmesi açısından optimum süneklik şartının sağlanmasının gerekliliği ortadadır.

Gözenekli malzemelerde sertlik değeri homojen olmadığı için, dört farklı Ti alaşımdan imal edilen numunelerin boyuna 4 mm aralıkta, sıkıştırma yönüne paralel 1,25 mm aralıkta mikrosertlik ölçümü yapılmıştır. TM Ti-6Al-4V alaşımının mikrosertliği 350–430 HV aralığında değişim göstermektedir. Ancak numune üzerinde boyuna mikrosertlik değerinin ortalama 400 HV mertebesinde olduğu belirlenmiştir. Sıkıştırma yönüne paralel alınan ölçümlerde ise, numunenin en alt bölgesinde 350 HV mikrosertlik değeri, üst bölgesinde mikrosertlik yaklaşık 430 HV değerine yükselmektedir. Numunenin üst bölgesindeki sertlik artışı numunenin alt bölgesine göre % 18 daha fazla ölçülmüştür. Bunun temel nedeni, tek eksenli sıkıştırma ile uyumlu olarak kalıp matrisinin en alt bölgelerinde daha düşük sıkıştırma basıncının oluşmasından kaynaklanmaktadır. Ti alaşımı TM numunelerin ortalama sertlik değerleri Şekil 6’da verilmektedir. Şekil 6. Ti Alaşımı TM numunelerin Mikrosertlik Değerleri 3.3. Aşınma Deney Sonuçları

Dört farklı TM Ti alaşımlarının aşınma karakteristikleri, kuru sürtünme durumunda ve vücut sıvısı ile benzeş olan Hank sıvısı ortamında belirlenmiştir. Deneylerde kullanılan Hank sıvısının kimyasal içeriği: 8 NaCl, 0,4KCl, 0,14 CaCl2, 0,06 MgSO4, 7 H2O, 0,06 NaH2PO4, 2 H2O, 0,35 NaHCO3, 1 Glikoz, 0,6 KH2PO4, 0,1 MgCl2 ve 6 H2O (g/l)’ dir. Adheziv aşınma

O rtalama Mikrosertlik Değerleri

0

100

200

300

400

500

Ti-6Al-4V Ti-6Al-4V-4Ta

Ti-6Al-7Nb Ti-5Al-2.5 Fe

Alaşım Tipi

Mik

rsos

ertli

k D

eğer

i (H

V)

83

deneyi sonrası, kuru ve hank sıvısı ortamında elde edilen ağırlık kaybı değerleri Şekil 7’ de verilmiştir. Şekilde görüldüğü gibi, her 2000 turda ve toplam 12000 tur sonrası belirlenen ağırlık kaybına göre, tüm alaşımlar hank sıvısı ortamında daha fazla aşınmıştır. Bunun nedeni, hank sıvısı ortamında yapılan aşınma deneylerinde, kullanılan sıvının kimyasal içeriğinde bulunan MgCl2, CaCl2, KCl ve NaCl bileşiklerinin abraziv ve aşındırıcı etkisi olabileceği şeklinde yorumlanmıştır. Bir başka raporda, sıvı ile yüzeyler arasında mekanik etkileşim sonrası erozyon aşınmasının etkili olabileceği tespit edilmiştir.

R2 = 0,9199

R2 = 0,9889

R2 = 0,9705

R2 = 0,8527

0

0,03

0,06

0,09

0,12

0,15

0,18

0,21

0,24

0 2000 4000 6000 8000 10000 12000Tur

Ağı

rlık

kay

bı (g

)

Ti-6Al-4V-4Ta Ti-6Al-4V Ti-5Al-2.5Fe Ti-6Al-7Nb

(a)

(b) Şekil 7. a) Hank sıvısı ortamında ağırlık kaybı, b) Kuru kayma durumunda ağırlık kaybı

Hank sıvısı ortamında Ti-5Al–2.5Fe alaşımı, 10000 tur kayma mesafesine kadar en düşük ağırlık kaybı karakteristiği göstermiş, ancak 10000 turdan sonra ani ağırlık kaybı gözlemlenmiştir. Ti-6Al-7Nb alaşımı, 2000 tur kayma mesafesine kadar aşırı ağırlık kaybı göstermiş ve 2000 turdan sonra lineer olarak aşınmaya devam etmiştir. Ti-5Al-2.5Fe ve Ti-6Al-7Nb alaşımlarında oluşan kararsız aşınma performansı göstermişlerdir. Ti-6Al-4V ve Ti-6Al-4V-4Ta alaşımları ise, homojen bir aşınma karakteristiği göstermiş ve % 4 Ta ilaveli alaşım Ti-6Al-4V alaşımına göre daha düşük ağırlık kaybı ile daha az aşınmıştır. Toplam 12000 tur sonrası Ti-6Al-4V-4Ta alaşımı yaklaşık 0,14 g ağırlık kaybı ile en az aşınan alaşım

R2 = 0,9992

R2 = 0,9711

R2 = 0,9971

R2 = 0,9923

00,0080,016

0,0240,0320,04

0,0480,0560,064

0 2000 4000 6000 8000 10000 12000Tur

Ağı

rlık

Kay

bı (g

)

Ti-6Al-4V-4Ta Ti-6Al-4V Ti-5Al-2.5Fe Ti-6Al-7Nb

84

olarak nitelendirilmiştir. Ti-5Al-2.5Fe alaşımı ise, 0,226 g toplam ağırlık kaybı ile en fazla aşınan alaşımdır. Kuru kayma durumunda ise, Ti-6Al-7Nb alaşımı lineer aşınma karakteristiği göstermiş ve toplam 12000 tur kayma mesafesinde yaklaşık 0,059 g ağırlık kaybı ile en fazla aşınan alaşımdır. Ti-6Al-4V-4Ta alaşımıyla Ti-6Al-4V alaşımı benzer aşınma karakteristiği göstermiş ve toplam 12000 turda % 4 Ta ilaveli alaşım yaklaşık 0,027 g ağırlık kaybı ile Ti-6Al-4V alaşımından daha az aşınmıştır. Ti-5Al–2.5Fe alaşımı ise, kuru kayma durumunda düşük performans göstermiştir. 3.4. Metalografik Çalışma Sonuçları

Eğme deneylerinde, sehim miktarı sünekliliği ifade etmektedir. Ancak sünek ve gevrek yapının daha iyi anlaşılabilmesi için herbir TM alaşımının kırık yüzeyi metalografik çalışmalarla karakterize edilmiştir. Bu karakterizasyon, dört farklı TM Ti alaşımlarının eğme numunelerinin kırık yüzeyi karakterizasyonu, oluşan kırığın tipi, partiküller arası oluşan boyun mekanizmasının yoğunluğu, partikül bağları ve partikül içi kırılmaların oluşup oluşmadığının araştırılması ile yapılmıştır. Ayrıca, kırık yüzeyinde yapılan EDS analizleri ile alaşım elamanlarının homojen dağılımı tespit edilmiştir. Metalografik çalışma sonuçları eğme deneyi sırasında elde edilen sehim değerlerini doğrulamaktadır. Ancak, numuneleri daha iyi karakterize edebilmek için SEM analizi yapılmış ve örnek olmak üzere Ti-6Al-4V alaşımının mikro kırık yüzey incelemesi Şekil 8’ de verilmiştir.

Şekil 8.. Ti-6Al-4V eğme numunesinde oluşan kırık yüzeyi SEM görüntüsü

A

B

85

Sinterleme işleminde toz tanelerinin mekanik bağlanmaya ilave olarak difüzyonla bağlanması ve bu sayede mekanik özelliklerin iyileşmesi ortaya çıkmaktadır. Çalışmalarda Ti-6Al-4V-4Ta alaşımında da Ti-6Al-4V alaşımına benzer olarak boyun mekanizmasının geliştiği gözlenmiştir. Bu durum Şekil 9’da verilmektedir. Ancak Şekil 9’da A alanlarında görüldüğü gibi kırılmanın düşük dayanım göstererek boyun bölgelerinde oluştuğu gözlenmektedir. B bölgesinde gözenek yapısının küresel olduğu görülmekte ve sinterleme şartlarının uygun olduğu kanısına varılmıştır. Tane içi kırılma daha az gözlemlenmiştir. Şekil 9. Ti-6Al-4V-4Ta alaşımı için sinterlemede boyun gelişimi 4. SONUÇLAR

Bu çalışmada, TM Ti alaşımları için, sıkıştırma sonrası 3.85 g/cm3 ham yoğunluk değeri esas alınmış ve aynı sinterleme koşullarında elde edilen sonuçlar aşağıya çıkarılmıştır. 1. Tüm alaşımlar için 3,85 g/cm3 ham yoğunluk değerine ulaşılması hedeflenmiş ve bu yoğunluk değeri sinterleme sonrası 3,88-3,92 mertebesine çıkmıştır. 2. Aynı sinterleme koşullarında, Ti alaşımı TM numunelerde sinterleme sonrası yoğunluk artışı ve buna paralel olarak boyutsal küçülme gözlemlenmiştir. 3. Mikrosertlik değeri olarak 280-400 HV ölçülmüştür. Sertlik dağılımının tam yoğun malzemelerde olduğu kadar homojen olmadığı belirlenmiştir. 4. Mekanik özellikler açısından Ti alaşımlarına Ta ilave edilmesi her bir özellik açısından değerlendirmeyi gerektirmektedir. 5. Ti alaşımı İmplant malzemelerinde kuru sürtünmede malzeme kaybı Hank sıvısı içinde aşınma değerlerine göre daha düşüktür. Hank sıvısının içeriği buna neden olmaktadır. 6. Uygulanan sinterleme işlemi şartlarının uygun olduğu mekanik deney sonuçları ve metalografik çalışma sonuçlarından anlaşılmaktadır. Teşekkür Yazarlar bu çalışmayı 1026-M-05 nolu proje olarak destekleyen S.D.Ü. BAP Birimine ve yardımlarından dolayı MAYSAN MANDO A.Ş.’ ne teşekkür ederler.

A

A

B

Boyun çapı

86

5. KAYNAKLAR

1 Albrektsson, T., 1983. The Interface Zone of Inorganic Implants in Vivo: Titanium

Implants in Bone, Annals Biomaterials Engineering, 11, 1-27. 2 ASM Metals Handbook, 1998. Powder Metallurgy and Applications, Vol. 7, ASM

International, USA, 1145 s. 3 ASM Metals Handbook, 1991. Properties and Selections: Nonferrous Alloys and Special-

Purpose Materials, Vol. 2, ASM International, USA, 1328 s. 4 Bergmann G, Graichen F, Rohlmann A. 1993. Hip Joint Loading Measured During

Walking and Running, Measured in Two Patients. Journal of Biomechanics, 26, 969–990. 5 Cook, S.D. Georgette, F.S., Skinner, H.B., Haddad Jr., R.J., 1984. Fatigue Properties of

Carbon and Porous-Coated Ti-6Al-4V Alloy, Journal of Biomedical Materials Research, 18, 497-512.

6 Donachie, M.J., 2000. Titanium a Technical Guide, The Material Information Society,

Second Edition, USA, 381 s. 7 EPMA, 2006. İnternet Sitesi. http://www.epma.com/rv_pm/About_PM.htm. Erişim

Tarihi: 12.09.2006. 8 EPMA, 2006. İnternetSitesi. http://www.epma.com/publications/Metal_Injection_

Moulding.pdf. Erişim Tarihi: 12.09.2006. 9 Erdoğan, M, 2001. Mühendislik Alaşımların Yapı ve Özellikleri, 2. Baskıdan Çeviri, Cilt

2, Ankara, 600 s. 10 FZR, 2006.İnternetSitesi.http://www.manfred.maitzonline.de/Publications/posters/

Flyer_TiAlN_en.pdf. Erişim Tarihi: 20.12.2006. 11 Güden, M., Çelik, E., Akar, E., Çetiner, S., 2005. Compression Testing of a Sintered

Ti6Al4V Powder Compact for Biomaterials Applications, Materials Characterization, 54, 399-408.

12 Gümüşderelioğlu, M. 2002. Biyomalzemeler, Tübitak Bilim ve Teknik Dergisi, Temmuz

Sayısı, 2- 23 s. 13 Iijima, D., Yoneyama, T., Doi, H., Hamanaka, H., Kurosaki, N., 2003. Wear Properties of

Ti and Ti-6Al-7Nb Casting for Dental Prostheses, Biomaterials, 24, 1519-1524. 14 IMAP, 2006. İnternet Sitesi. http://www.webs1.uidaho.edu/imap/articles.htm. Erişim

Tarihi: 12.09.2006. 15 Henriques, V.A.R., Campos, P.P., Cairo, C.A.A., Bressiani, C.J., 2005. Production of

Titanium Alloys for Advanced Aerospace Systems by Powder Metallurgy, Material Research, 8 (4), 443-446.

http://www.epma.com/rv_pm/About_PM.htm

http://www.epma.com/publications/Metal_Injection_ Moulding.pdf

http://www.epma.com/publications/Metal_Injection_ Moulding.pdf

http://www.manfred.maitzonline.de/Publications/posters/ Flyer_TiAlN_en.pdf

http://www.manfred.maitzonline.de/Publications/posters/ Flyer_TiAlN_en.pdf

http://www.webs1.uidaho.edu/imap/articles.htm

87

16 Kurgan, N., 2005. TM Paslanmaz Çelik İmplantların Üretimi ve Teknolojik Özellikleri

Üzerine Bir Araştırma, SDÜ., Fen Bil. Ens., Makine Müh. Anabilim Dalı, Isparta, 145 s. 17 Kuroda, D., Kawasaki, H., Yamamoto, A., Hirimoto, S., Hanawa, T., 2005. Mechanical

Properties and Microsutructures of New Ti-Fe-Ta and Ti-Fe-Ta-Zr System Alloys. Materials Science and Engineering C 25, 312-320.

18 Leyen, C., Peters, M., 2003. Titanium and Alloys, Fundamentals and Applications, Wiley-

Vch, Köln, Gemany, 513 s. 19 Long, M., Rack, H.J., 1998. Titanium Alloy in Total Joint Replacement a Materials

Science Perpective, Biomaterials, 19, 1621-1639. 20 Morgan, 2006. İnternet Sitesi: http://www.alberox.com/MIM_design_guide.pdf. Erişim

Tarihi: 19.11.2006. 21 Niinomi, B., 1998. Mechanical Properties of Biyomedical Alloys, Materials Science and

Engineering A 243, 231-236. 22 Penning, D., 1997. An Improved Screw Design for Locked Intramedullary Nailing, Injury,

28, 162-164.

23 Sakaguchi, N., Niinomi, M., Akahori, T., Takeda, J., Toda, H., 2005. Effect of Ta Content on Mechanical Properties of Ti-30Nb-XTa-5Zr, Materials Science and Engineering C 25, 370-376.

24 Taddei, E.B., 2005. Characterization of Ti-35Nb-Zr-5Ta Alloyed Produced by Powder

Metallurgy, Materials Science Forum, Trans. Tech. Pub., Switzerland, 498-499, 34-39. 25 Titanium Industries, 2006. İnternet Sitesi.http://www.titanium.com/titanium/applics. cfm.

Erişim Tarihi: 12.07.2006. 26 Vinicius, A.R., Henriques, Bellinati, E.C., Silva, C.R.M., 2001. Production of Ti-6Al-7Nb

Alloy by Powder Metallurgy, Journal of Materials Processing Technology, 118, 212-215. 27 Young, S.B., 1989. Fatigue of Porous Coated Titanium Implant Alloy, MASc Thesis,

University of Toronto, Canada, 1-50. 28 Yue, S., Pilliar, R.M., Weatherly, G., 1984, The Fatigue Strength of Porous-Coated Ti-

6Al-4V Implant Alloy, Journal of Biomedical Materials Research, 18, 1043-1053. 29 Zeren, A., Zeren, M., Milcan, A., 2001. Total Kalça Artroplastisinde Kullanılan

İmplantların Mekanik Özellikleri, Metal Dünyası, 98, 12-18.

http://www.alberox.com/MIM_design_guide.pdf

http://www.titanium.com/titanium/applics. cfm

88

89


KAPALI KAMA USULÜ İLE YÜKSEK TİBİAL OSTEOTOMİNİN TESPİTİ İÇİN TASARLANMIŞ FARKLI IMPLANTLARIN MEKANİK

ANALİZİ

Murat TEZCAN*, Ruşen ÇAVUŞOĞLU*, Fahri ERDOĞAN**, Emin SÜNBÜLOĞLU*, Ergün BOZDAĞ*, Tuncer TOPRAK*

* İstanbul Teknik Üniversitesi, Makina Fakültesi, Makina Mühendisliği Bülümü, İstanbul

** İstanbul Üniversitesi, Cerrahpaşa Tıp Fakültesi, Ortopedi ve Travmatoloji Anabilim Dalı, İstanbul.

GİRİŞ Biyomühendisliğin kapsadığı alanlardan biri olan biyomekanik, bilinen temel mekanik

biliminin statiğin, biyolojik problemlere çözüm üretilmesi için geliştirilen bir bilim dalıdır. Teknolojideki gelişmeler, bilhassa elektronik, bilgisayar konularındaki gelişmeler sonucunda, mühendisliğin sağlık bilimlerine uygulaması giderek artmış, biomekanik konusundaki araştırmalar, hem in-vitro ve hem de in-vivo çerçevesinde yoğun olarak kullanılmaya başlanmıştır. Gerçek ameliyatlarda kullanılan çeşitli implantların yerleştirilmesi ve normal yaşam şartlarında implantlarda oluşan gerilmelerin analizleri ile geometrik, fonksiyonel ve malzeme değerleri bakımından yapılan araştırmalar, hem implant üreticileri ve hem de uygulayıcılar ve akademisyenler yönünden öncelikli konu haline gelmiştir [1,2].

Ayakta duran insan vücudunda, anotomik ve mekanik eksenin doğuştan veya bir takım etkenler nedeniyle bozularak çakışmaması durumunda, eksen kaçıklığını düzeltmeyi amaçlayan yüksek tibial osteotomi ameliyatları gerçekleştirilir.

Bu çalışmada; tibia katı modeline orijinal tasarım “Weber Plağı” ve “Staple” uygulaması ve implantlarda meydana gelen gerilme ve şekil değiştirmelerin sanal ortamda modellenmesi ve analizleri gerçekleştirilmiştir. Sanal ortamda gerçekleştirilen analizlerle, her iki modelde ameliyat tekniği ve implant geometrisi açısından iyileştirmeler yapılmış, analiz sonuçlarının karşılaştırılması ve yorumlamalar gerçekleştirilmiştir. Yapılan birbirine bağımlı ve tamamen bağımsız tasarımlar sonucunda, farklı uygulama yöntemleri ve implant geometrileri karşılaştırılarak, implant seçimi konusunda optimizasyon analizi yapılmıştır.

Çalışmaların detayına girmeden evvel, tibia kemiği ve yapısı hakkında kısa bilgi vermek ve bazı tanımlamalar yapmak yararlı olacaktır. Bilindiği gibi, tibia kemiği üç bölümde incelenebilir.

• Üst ucu, uyluk kemiği ile eklem yapar ve oldukça kalındır. Yanlara ve arkaya çıkıntı yapmış iki kondilden oluşur. Bu iki kondilin üst yüzeyinde, uyluk ile eklem yapan facies articularis superior bulunur. Üst ucun ön yüzünde pürüzlü belirgin bir kabartı vardır ki buraya tuberositas tibiae denilir, burası diz ligamentinin yapıştığı yerdir.

• Orta kısımdaki gövdenin üç yüzü (facies medialis, facies lateralis ve facies posterior)

ve üç kenarı (margo anterior, margo medialis ve margo interosseus) vardır.

90

• Alt uç, üst uca göre daha incedir. Talus'la eklem yapan yüzeyi facies articularis inferior'dur. Alt ucun iç yan tarafına uzanan çıkıntıya malleolus medialis denir. Dış yan yüzde ise fibula ile eklem yapan incisura fibularis mevcuttur .

Diz artroplastisi, dizde artrite bağlı ciddi ağrısı olan hastalarda ağrıyı azaltmak ve yaşam kalitesini arttırmak için yapılan bir ameliyattır. Ameliyat öncesinde hastalara genellikle uzun süre cerrahi dışı tedaviler (ağızdan alınan ilaçlar, eklem içi enjeksiyonlar, aktivite düzenlemeleri, fizik tedavi gibi) uygulanmaktadır, ancak ağrı hastayı rahatlatacak ölçüde giderilememektedir [3].

Genel olarak iki tip diz protezi vardır. Birisi total diz protezi denilen klasik uygulama diğeri ise minimal invazif olarak yapılan kısmi diz protezidir. Her iki yöntemde oldukça uzun bir süredir dünya çapında uygulanmaktadır ve çok iyi sonuçları vardır. Dize uygulanan cerrahi yöntemler de genel olarak dört gruba ayrılabilir.

• Artroskopik Debridman: Çekilen grafilerde ileri derecede artrit olmadığında ve menisküs harabiyeti, eklem faresi ya da sinovyal hipertrofide rahatsızlık yoksa bu yöntem uygulanmaktadır. Bu cerrahi yöntem hasta hastanede yatırılmadan yapılabilmektedir. İyileşme süreci hızlıdır ve artroplasti ameliyatının geciktirilmesini sağlayabilmektedir. Ancak grafilerde ileri derecede artrit bulguları varsa faydası olmamaktadır. Artrit tanısı ile artroskopi yapılan hastaların ancak yarısında klinik iyileşme sağlanabilir.

• Osteotomi: Günlük fiziksel aktivitesi yüksek, genç hastalarda tercih edilebilecek bir yöntemdir. Artrit sadece bir kompartmanda ise uygundur. Temel olarak kemiğin kesilip doğrultusunun düzeltilip yeniden sabitlenmesi esasına dayanır. Eğer birden fazla kompartmanda tutulum varsa fayda beklenmez.

• Füzyon: Artrodez adı da verilir. Kalıcı olarak femur ve tibia eklem yüzlerinin temizlenip iki kemiğin birbirine kaynatılması esasına dayanır. Dizde hareket tamamen kaybolur. Hareketi koruyan pek çok yöntem olduğu için artrodez hastalar tarafından çok tercih edilmez. Ancak ciddi enfeksiyon veya tümör varlığında ve çok genç, aktif hastalarda yapılabilir.

• Minimal invazif (kısmi) diz protezi (Unikondiler): Sadece bir kompartmanda artriti olan, uygun yaştaki (genelde 40 yaş üstü) hastalarda uygulanabilecek bir cerrahi yöntemdir. Unikondiler diz protezleri yaklaşık 20 yıldır uygulanmaktadır ve sonuçları çok başarılıdır. Total diz protezine göre daha küçük bir kesiden yapılırlar, ameliyat sonrası ağrı daha azdır ve iyileşme süresi daha kısadır. Genel olarak enflamatuar artriti olan hastalarda ve birden fazla kompartmanın tutulduğu durumlarda yapılmamalıdır.

• Genellikle orta ve ileri yaştaki kişilerde görülen sorunların başında diz osteoartriti gelmektedir. Yangısal artritlerin aksine, gonartroza genelde mekanik bir sorunla oluşur. Tibial ya da femoral deformasyon bozuklukları, eklem içi hasarlar, travma, osteonekroz, bağ ve/veya menisküslerin yokluğu osteoartrozun gelişiminde rol oynar. Fizyoterapi, zayıflama, yardımcı cihazlar, eklem içi enjeksiyonlar ve sistemik ilaçlardan oluşan konservatif yaklaşım tedavinin başlangıcını oluşturur. Buna rağmen, konservatif yaklaşımın osteoartroz tedavisinde sadece semptomatik düzelme sağladığı ve tam iyileşme sağlamadığı bilinmektedir.

Diz medial kompartman osteoartritinde uygulanan yüksek tibial osteotomi uzun zamandır yaygın olarak kullanılmakta ve başarılı olmaktadır. Dize lateral yaklaşımla uygulanan klasik kapalı kama osteotomisi, kubbe osteotomisi yaygın olarak uygulanmaktadır.

91

Yüksek tibial osteotomi tekniğinde hastanın bozuk olan mekanik aksının düzeltilmesi ve istenen açı değerinde iyileşmesi amaçlanır. Böylece, fiziksel özellikleri bozulmuş eklem kıkırdağındaki yük sağlam tarafa aktarılacak; ağrı giderilecek ve kişinin fonksiyonları düzelecektir. Kısacası amaç, hastanın konfor düzeyini sağlıklı durumdaki haline yaklaştırabilmek amacıyla en kısa sürede yere bastırmaktır.

Şekil 1 : Tibial Osteotominin Şematik Gösterimi

Çeşitli osteotomi tiplerinde farklı tespit yöntemleri uygulanmaktadır.. Alçı, basamaklı U çivileri, plak-vida, kama plak-vida, eksternal fiksatör bunlar arasında sayılabilir. Her birinin diğerine göre avantaj ve dezavantajları vardır.

Operasyon ile deformasyon bozukluğunun düzeltilmesi sayesinde, mekanik aks sapmasının ortadan kaldırılması, iç tarafta oluşacak eklem gerilmelerini azaltarak, hem ağrıyı giderir, hem de ileride gerekebilecek total diz artroplastisini engeller ya da geciktirir. Yüksek tibial osteotomiyle, diz eklemi içindeki yük dağılımının dengelenmesi amaçlanmaktadır.

TİBİAL OSTEOTOMİNİN MEKANİK ANALİZİ Bu çalışmada, Türkiye’de ve dünyada ortopedi ameliyatlarında kullanılan bir tekniğin biyomekanik açısından incelenmesi gerçekleştirilmiştir. Bu çalışmayla beraber yapılan ameliyatların mukavemet açısından risk taşıyıp taşımadığı ve birkaç değişiklikle nelerin değişebileceği incelenmeye çalışılmıştır. Bu hedefe ulaşabilmek için birbirinden hem bağımsız, hem de bağımlı birkaç tasarım yapılarak sanal ortamda ameliyat gerçekleştirilmiştir. Yapılan tasarımlar iki ana başlıkta toplanabilir. Bunlardan biri staple, diğeri ise weber plağı ve vidadan oluşan mekanizmadır. Staple tekniğinde tek tasarımla ameliyatı gerçekleştirilmiştir. Weber plağında ise farklı tasarımlar söz konusudur. Ayrıca farklı montaj şekilleriyle beraber bu tasarım sayısı daha da arttırılabilmektedir. Bu çalışma;

• Staple • Orijinal Weber Plağı • 45 Derecelik Modifiye Weber Plağı • 40 Derecelik Modifiye Weber Plağı

tasarımları gerçekleştirilmiştir. Bu tasarlanan modellerin gerçekleştirilecek olan sonlu elemanlar yöntemi analizleri ile “Staple” ile “weber plak”ı arasındaki fark ve standart weber

92

plağı ile modifiye weber plağı arasındaki farklar gözlemlenmiştir. Bunların yanı sıra weber plağında yapılacak açısal değişikliklerin etkilerini incelemek için 400 ve 450 derecelik iki farklı weber modeli kullanılmıştır. Staple, yüksek tibial osteotomi ameliyatlarında eskiden beri kullanıla gelmekte olan bir protezdir. Kesilen üst bölge ile alt bölgeyi birbirine bağlamak için tasarlanmış olan bu parça taşıyıcı karakterini kemik dokuyla arasındaki sürtünmeden almaktadır. Sadece sürtünmeye dayalı bu sistem pratikte beklenmedik hasarlara neden olabilmekte ve staple kemikten ayrılarak ameliyatı ve iyileşme sürecini sıkıntıya sokabilmektedir. Bu riski azaltmak için bazı ameliyatlarda birden çok staple kullanılmaktadır.

Şekil 2 : Ameliyat sonrası staple takılmış diz röntgeni.

Stable tasarımın ilk aşamasında protezin kemik ile temasta olmayan ve nispeten basit bir yapısı bulunan kısmı çizilir. Daha sonra Staple’ın tibia ile temasta olacak ve alt ve üst kısımların stabilitesini sağlayacak uzuvlarının tasarımı gerçekleştirilir.

Tasarlanan staple daha önceden Mimics ve Catia programları kullanılarak modellenmiş tibia modeline montaj edilir. Montaj ameliyatın modellenmesi manasına geldiği için gerçek ameliyat sonrası hali olacak şekilde montaj tamamlanır.

93

Şekil 3 : Staple’ın bütün tasarım adımları

Şekil 4 : Staple montajı

Weber plakaları genellikle kol kırıklarına uygulanmaktadır. Koldaki deformasyon hatalarının tedavisi için kullanılmakta olan weber plağı, daha sonraları yüksek tibial osteotomi ameliyatlarında da sıklıkla kullanılmaya başlanan bir yöntem olmuştur. Özellikle ameliyat sonrasında iyileşme sürecini kısaltan ve vida kullanılması dolayısıyla protezlerin ameliyat bölgesinden dışarıya çıkmasını engelleyen bir yapıya sahip olması bu tasarımın en büyük avantajları arasında sayılabilir. Weber plağının modifiye edilmesinin sebebi ise tibianın kol kemiğinden daha farklı bir yapıda olmasıdır.

Şekil 5 : Keskin Uçlara Sahip ve Bükülmüş Weber Plağı

94

Weber plağının özelliği kendine has bir kavisinin olmasıdır. Bu kavis sayesinde alan temas alanı daraltılarak uygulanan basınç kuvvetinin etkisi arttırılmaktadır. Kol kırıklarında kullanılan bu plaka, birkaç değişiklikle yüksek tibial osteotomi ameliyatlarında da kullanılabilmektedir. Aşağıda katı modellerinin gösterileceği bu türün delik sayısına bağlı olarak çeşitli uzunluklarda türevleri bulunmaktadır. Ayrıca vida yuvalarındaki özel şekiller sayesinde vidaların kemiğe tutunması en üst seviyeye taşınmıştır.

Şekil 6 : Orijinal Weber Plağı

Orijinal weber plağındaki değişiklerin başında vidaların eğimli takılmasını sağlamak amacıyla yapılmış olan bükme işlemi gelmektedir. Bu uygulama ameliyat sırasında doktorlar tarafından gerçekleştirilmektedir. Plakayı hastanın bacağına uygun bir şekilde monte ettikten sonra geriye kalan kısım bükülmektedir. İşlemin gerçekleşeceği nokta tamamen doktorların tecrübe ve bilgisine kalmakla beraber, vidanın monte edilebileceği şekilde olması şartı aranmaktadır. Bükme işleminin katı model olarak gösterilmesi Catia’nın özellikleriyle mümkün olmaktadır.

Şekil 7.9 Orijinal Weber Plağının Bükülmüş Hali

Orijinal weber plağındaki bir diğer değişiklikte delik sayılarındadır. Uygulama alanı gereği plakadaki çok sayıda vidanın bir işlevi ya da kazancı kalmamaktadır. Osteotomi sırasında birbirinden ayrılan yüzeyleri birbirlerine tutturmak için kullanılan plakada sadece bir delik olması bizim bu ameliyatı gerçekleştirmemiz için yeterlidir. Fazla sayıda deliğin ameliyat sonrası dönemlerde sağlayacağı olumsuz etkiler düşünüldüğünde bu uygulamanın kaçınılmaz olduğu görülmektedir. Olumsuz sonuçların en sorunlusu implant içinde var olan boşlukların zamanla kemikle kapanmasıdır. İmplantların sonraki dönemlerde çıkarılacağı

95

düşünülürse, bu sorunun hekim açısından zor cerrahi bir operasyona neden olacağı bilinmektedir.

Şekil 8 : Weber Plağının Montaj Hali

Ameliyattan önce plaklar genellikle 45 derece olacak şekilde eklerinden bükülmektedirler. Bu açının kaç derece olacağı kesin olmadığından ve yaklaşık kaç derecede daha mukavim sonuçlar vereceği pratikte denenip bulunamadığından, plağı üç ayrı açı (400, 450, 500) için ayrı ayrı tasarlamak gerekmektedir. Böylece alınan analiz sonuçlarıyla hangi açılarda daha doğru sonuçların alınabileceğini görebileceğiz.

Şekil 9 : 40 Derecelik Modifiye Weber Plağının Tibiaya Montajı

Bu tür ameliyatta kullanılan plakaların kemiğe tutunmasını sağlayan diğer parçalar vidalardır. Vidalar plakaların üstlerinde bulunan uygun deliklerden geçerek kemiğe ulaşır. Kemiğin dış tabakasının (Cortical bone) iç bölgelerinden daha sert olmasından dolayı, vidanın kemiğin her iki yüzeyinden de dışarı çıkması tercih edilmektedir. Vidanın kemiğe montajını sağlayan ve yüzeylerin birbirine tutunmasını sağlayan kısımlar, vidaların dişleridir. Bu projede diğer çalışmalardan farklı olarak vidanın geometrisinin çok daha gerçekçi olması sağlanmıştır.

96

Şekil 10: Vida Dişlerinin Yakından Görüntüsü

Analiz etmek için toplam beş ameliyat modeli oluşturulmuştur. Bunlardan ilki “staple” kullanılan, diğeri orijinal weber plağı kullanılan, diğer üçü ise modifiye weber’in üç ayrı açıda oluşturulmuş modelleridir.

Tasarım ve analizlerde kemik ve implant malzemeleri için aşağıdaki tabloda görülen değerler kullanılmıştır.

Tablo : Malzeme Özellikleri

Katı Elastiklik Modülü

[MPa]

Poisson Oranı

[-]

Kortikal 120000 0.3

Spongios 3900 0.3

Staple & Plak (Cr

Alaşımlı Paslanmaz

Çelik)

210000 0.3

Sonlu elemanlar analizi açısından sonlu eleman ağı oluşturma, analizin en kritik noktalarından biridir. Yanlış yerde ve yanlış boyutta oluşturulan bir sonlu eleman ağı analizin sonucunu doğrudan etkileyecektir [4]. Gereğinden büyük alanlara bölünmüş elemanların bulunduğu bir modelin yakınsayıp çözüm vermeme olasılığı bulunduğu gibi, ortaya çıkacak çözümün hata payı da oldukça yüksek olacaktır. Bunun dışında gereğinden yoğun yapılmış bir sonlu eleman ağı ise modeldeki eleman sayısını arttıracak, çözüm süresi uzayacak ve cevap alma olasılığı düşecektir.

97

Şekil 11 : Sonlu Eleman Ağı Oluşturulmuş Modelin İç Yüzeyi

WEBER PLAĞI ANALİZ SONUÇLARI

Yüksek tibial osteotomide sıklıkla kullanılan weber plağı 45 derece açıda bükülerek uygulanmaktadır. 45 derece açıda modellenip analize hazır hale getirilen plakaya;

1680LF N= − , 2480RF N= kuvvetler diz eklemi bölgesinden uygulanmıştır.

Şekil 12: Yer değiştirme oranının 10 kat büyütülmüş hali

Yer değiştirmeler beklentiler doğrultusunda weber ile vidanın birleştiği noktalarda en yüksek değerlerine ulaşmaktadırlar. Bunun sebebinin ise modele uygulanan kuvvet çiftinin en çok bu bölgeye etki edecek olmasıdır. Yer değiştirmeler vida başında maksimuma ulaşırken helislere doğru bu oran azalmaktadır.

Sonlu elemanlar analizinde elde edebileceğimiz en önemli sonuçlardan biride Von Mises gerilme analizi sonuçlarıdır. Bu sonuçların doğrultusunda modelimize uygulanan yüklememizin malzememize herhangi bir kalıcı şekil değiştirmeye neden olup olmadığı anlaşılabilmektedir. Modelin Von Mises gerilme diagramlarını incelediğimiz zaman sonuçların birçok noktada makul değerler içerisinde kaldığı görülmektedir.

98

Şekil 13 : Vida ve Weber plağı Von Mises Gerilme Dağılımı

Eklem bölgesine uygulanan momentten dolayı en büyük gerilme plakanın büküm noktasında bulunmaktadır. Bu değer 147 ile 323 MPa arasında bulunmaktadır. Bu değer Cr alaşımlı paslanmaz çeliklerin akma dayanımını altında olduğu için bir sorun teşkil etmemektedir [6].

En yüksek gerilme değerleri vida dişlerinde gözlemlenmektedir. Bu noktadaki gerilmeler 400MPa mertebelerinde gözlemlenmektedir. Bu değerler Cr alaşımlı paslanmaz çeliğin akma dayanımından düşük olduğu için modelimiz için uygundur.

YORUMLAR

Yapılan analizleri bir birleriyle karşılaştırdığımızda “Staple” kullanılan yöntemde deplasmanın düşük olduğu gözlemlenmektedir ( 38 10 mm−× ). Bunun yanında spongiostaki şekil değiştirmenin diğer tespit yöntemlerine oranla daha yüksek olduğu söylenebilir. Ancak tıbbi operasyonlarda Staple kullanımı genellikle tercih edilmemektedir. “Staple”ın çok rijit olmasına rağmen tercih edilmemesinin en önemli nedeni vida bağlantısına sahip olmaması nedeniyle iyileşme süreci içerisinde bulunduğu bölgeden kendiliğinden çıkması gibi bir komplikasyonu olmasıdır. Bu yüzden yüksek tibial osteotomi operasyonlarında Staple kullanımı yerine hekimler modifiye edilmiş weber plakları kullanmayı tercih etmektedirler.

Yeni bir tasarım olarak düşünebileceğimiz 400 ve 450 lik weber plaklarının sonuçlarını değerlendirdiğimizde ise, 400 lik plakanın vida-weber plağı bağlantısında daha fazla deplasmana uğradığı gözlemlenmektedir. Bunun yanı sıra yine aynı bölgede 400 lik plakanın Von Mises gerilme diyagramı sonuçları, Cr alaşımlı paslanmaz çelik tespitimizin üzerine çıkmaktadır. 450 lik weber plağında şekil değişimi nispeten az olmakta ve gerilme dağılımı vidaya ve plağa daha dengeli dağılmaktadır. Sonuç olarak weber plağını 450 kullanmak daha uygun olacaktır.

Genel olarak orijinal weber plağı ile diğer plaklar arasında çok büyük gerilme farkları bulunmamakla birlikte, yapılan analizde orijinal weber plağının gerilme dayanımı daha düşük görülmüştür.

Yapılan tıbbi operasyonlar sonrasında vücudun iyileştirme özelliğinden ortaya çıkan osteo-integrasyon etkisi analizlerde göz önüne alınamamıştır. Bu nedenle orijinal weber plağında yer alan ve tibianın üst kısmına giren plağın vida delikleri iyileşme sonrasındaki

99

negatif etkilerinden dolayı hekimler tarafından tercih edilmemektedir. Bu nedenle bu tasarımda ihmal edilmiştir.

KAYNAKLAR: [1] V. H. Nordin, Margerata and Frankel, 1989. Basic Biomechanics of the

Musculoskeletal System, U.S.A: Lea& Febriger.

[2] G.B.J. Andersson, D.B. Chaffin, 1984. Occupational Biomechanics. New York: John Wiley and Sons, Inc

[3] H. Yercan, G. Okcu, S. Aydoğdu, U. Öziç, 2004. Diz osteoartritinde lateral kapalı kama yüksek tibial osteotominin klinik sonuçları (Oblik osteotomi ve gergi bandı tespit tekniği), Acta Orthop Traumatol Turc, 38(2), 89-95.

[4] F. Erdoğan, H. Kesmezacar,T. Öğüt, M. Orak, Y. Tenekecioğlu, 2003. Yüksek tibial osteotomi için modifiye Weber tekniği, Acta Orthop Traumatol Turc, 37(1), 26-32.

[5] T. R. Chandrupatla, A. D. Belegundu, 2002. Introduction to Finite Elements In Engineering, New Jersey: Prentice Hall.

[6] A. K. Gür, M. Taşkın, n.d., Metalik Biyomalzemeler ve Biyouyum, Fırat Üniversitesi Teknik Eğitim Fakültesi Metal Bölümü, Elazığ.

100

101


ARGON KAYNAK MUKAVEMETİNİN YAPAY SİNİR AĞLARI METODU KULLANILARAK MODELLENMESİ

Uğur EŞME

Mersin Üniversitesi Tarsus Teknik Eğitim Fakültesi Tarsus/MERSİN

Tel: 0 324 627 48 04 e-posta: [email protected]

1. GİRİŞ

Beynin üstün özellikleri, bilim adamlarını üzerinde çalışmaya zorlamış ve beynin nörofiziksel yapısından esinlenerek matematiksel modeli çıkarılmaya çalışılmıştır. Beynin bütün davranışlarını tam olarak modelleyebilmek için fiziksel bileşenlerinin doğru olarak modellenmesi gerektiği düşüncesi ile çeşitli yapay hücre ve ağ modelleri geliştirilmiştir. Böylece Yapay Sinir Ağları (YSA) denen yeni ve günümüz bilgisayarlarının algoritmik hesaplama yönteminden farklı bir bilim alanı ortaya çıkmıştır [1]. Yapay sinir ağları, insan beyninin özelliklerinden olan öğrenme yolu ile yeni bilgiler türetebilme, yeni bilgiler oluşturabilme ve keşfedebilme gibi yetenekleri, herhangi bir yardım almadan otomatik olarak gerçekleştirebilmek amacı ile geliştirilen bilgisayar sistemleridir [2].

Yapay sinir ağları; insan beyninden esinlenerek, öğrenme sürecinin matematiksel olarak modellenmesi uğraşı sonucu ortaya çıkmıştır. Bu nedenledir ki, bu konu üzerindeki çalışmalar ilk olarak beyni oluşturan biyolojik üniteler olan nöronların modellenmesi ve bilgisayar sistemlerinde uygulanması ile 1942 yılında başlamış, daha sonraları bilgisayar sistemlerinin gelişimine de paralel olarak birçok alanda kullanılır hale gelmiştir.

İnsan beyninin çalışma prensibini taklit ederek çalışan bu sistemler, her ne kadar

bilgisayar teknolojisi hızlı bir gelişim göstermiş, işlem hızları nano saniyeler mertebesine inmiş olsa da, bırakalım insan beynini, ilkel bir canlı beyninin fonksiyonları dahi baz alındığında, böyle bir organizmanın yanında çok ilkel kalmaktadır. Nano saniyeler bazındaki işlem hızları ile YSA'lar, mili saniyeler mertebesindeki işlen hızları ile işlem yapan insan beyninin işlevselliğinin henüz çok uzağındadır.

Burada kısa bir hatırlatma yapmak gerekirse; insan beyninde yaklaşık 10¹¹ sinir hücresinin varlığından bahsedilmekle birlikte, bu sayının bilgisayar ortamında modellenmesi şu an için mümkün görünmemektedir. Fakat karar hızı açısından insan beyni ile henüz yarışamasalar bile, YSA'lar yapısallıkları ve hassas eşleştirmelerin başarı ile gerçekleştirebilmeleri ile gün geçtikçe daha fazla uygulama alanı bulmaktadır.

1.1. Yapay Sinir Ağlarının Özellikleri

YSA’nın hesaplama ve bilgi işleme gücünü, paralel dağılmış yapısından, öğrenebilme ve genelleme yeteneğinden aldığı söylenebilir. Genelleme, eğitim ya da öğrenme sürecinde karşılaşılmayan girişler için de YSA’nın uygun tepkileri üretmesi olarak tanımlanır. Bu üstün özellikleri, YSA’nın karmaşık problemleri çözebilme yeteneğini gösterir. Günümüzde birçok bilim alanında YSA, aşağıdaki özellikleri nedeniyle etkin olmuş ve uygulama yeri bulmuştur [1].


102

i. Doğrusal Olmama: YSA’nın temel işlem elemanı olan hücre doğrusal değildir.

Dolayısıyla hücrelerin birleşmesinden meydana gelen YSA da doğrusal değildir ve bu özellik bütün ağa yayılmış durumdadır. Bu özelliği ile YSA, doğrusal olmayan karmaşık problemlerin çözümünde en önemli araç olmuştur.

ii. Öğrenme: YSA’nın arzu edilen davranışı gösterebilmesi için amaca uygun

olarak ayarlanması gerekir. Bu, hücreler arasında doğru bağlantıların yapılması ve bağlantıların uygun ağırlıklara sahip olması gerektiğini ifade eder. YSA’nın karmaşık yapısı nedeniyle bağlantılar ve ağırlıklar önceden ayarlı olarak verilemez ya da tasarlanamaz. Bu nedenle YSA, istenen davranışı gösterecek şekilde ilgilendiği problemden aldığı eğitim örneklerini kullanarak problemi öğrenmelidir [1].

iii. Genelleme: YSA, ilgilendiği problemi öğrendikten sonra eğitim sırasında

karşılaşmadığı test örnekleri için de arzu edilen tepkiyi üretebilir. Örneğin, karakter tanıma amacıyla eğitilmiş bir YSA, bozuk karakter girişlerinde de doğru karakterleri verebilir ya da bir sistemin eğitilmiş YSA modeli, eğitim sürecinde verilmeyen giriş sinyalleri için de sistemle aynı davranışı gösterebilir.

iv. Uyarlanabilirlik: YSA, ilgilendiği problemdeki değişikliklere göre ağırlıklarını

ayarlar. Yani, belirli bir problemi çözmek amacıyla eğitilen YSA, problemdeki değişimlere göre tekrar eğitilebilir, değişimler devamlı ise gerçek zamanda da eğitime devam edilebilir. Bu özelliği ile YSA, uyarlamalı örnek tanıma, sinyal işleme, sistem tanılama ve denetim gibi alanlarda etkin olarak kullanılır.

v. Hata Toleransı: YSA, çok sayıda hücrenin çeşitli şekillerde bağlanmasından

oluştuğundan paralel dağılmış bir yapıya sahiptir ve ağın sahip olduğu bilgi, ağdaki bütün bağlantılar üzerine dağılmış durumdadır. Bu nedenle, eğitilmiş bir YSA’nın bazı bağlantılarının hatta bazı hücrelerinin etkisiz hale gelmesi, ağın doğru bilgi üretmesini önemli ölçüde etkilemez. Bu nedenle, geleneksel yöntemlere göre hatayı tolere etme yetenekleri son derece yüksektir.

vi. Donanım ve Hız: YSA, paralel yapısı nedeniyle büyük ölçekli entegre devre

(VLSI) teknolojisi ile gerçeklenebilir. Bu özellik, YSA’nın hızlı bilgi işleme yeteneğini artırır ve gerçek zamanlı uygulamalarda arzu edilir.

vii. Analiz ve Tasarım Kolaylığı: YSA’nın temel işlem elemanı olan hücrenin

yapısı ve modeli bütün YSA yapılarında yaklaşık aynıdır. Dolayısıyla, YSA’nın farklı uygulama alanlarındaki yapıları da standart yapıdaki bu hücrelerden oluşacaktır. Bu nedenle, farklı uygulama alanlarında kullanılan YSA’ları benzer öğrenme algoritmalarını ve teorilerini paylaşabilirler. Bu özellik, problemlerin YSA ile çözümünde önemli bir kolaylık getirecektir [1].

1.2. YSA’nın Uygulama Alanları

Son yıllarda YSA’ları, özellikle günümüze kadar çözümü güç ve karmaşık olan yada ekonomik olmayan çok farklı alanlardaki problemlerin çözümüne uygulanmış ve genellikle başarılı sonuçlar alınabilmiştir. YSA’ları çok farklı alanlara uygulanabildiğinden bütün

103

uygulama alanlarını burada sıralamak zor olmakla birlikte genel bir sınıflandırma ile YSA’nın uygulama alanları aşağıdaki gibi 6 grup içerisinde toplanabilir.

i. Arıza Analizi ve Tespiti: Bir sistemin, cihazın yada elemanın düzenli (doğru) çalışma şeklini öğrenen bir YSA yardımıyla bu sistemlerde meydana gelebilecek arızaların tanımlanma olanağı vardır. Bu amaçla YSA; elektrik makinelerinin, uçakların yada bileşenlerinin, entegre devrelerin v.s. arıza analizinde kullanılmıştır.

ii. Tıp Alanında: EEG ve ECG gibi tıbbi sinyallerin analizi, kanserli hücrelerin

analizi, protez tasarımı, transplantasyon zamanlarının optimizasyonu ve hastanelerde giderlerin optimizasyonu v.s gibi uygulama yeri bulmuştur.

iii. Savunma Sanayi: Silahların otomasyonu ve hedef izleme,

nesneleri/görüntüleri ayırma ve tanıma, yeni algılayıcı tasarımı ve gürültü önleme v.s gibi alanlara uygulanmıştır.

iv. Haberleşme: Görüntü ve veri sıkıştırma, otomatik bilgi sunma servisleri,

konuşmaların gerçek zamanda çevirisi v.s gibi alanlarda uygulama örnekleri vardır.

v. Üretim: Üretim sistemlerinin optimizasyonu, ürün analizi ve tasarımı,

ürünlerin (entegre, kağıt, kaynak v.s.) kalite analizi ve kontrolü, planlama ve yönetim analizi v.s. alanlarına uygulanmıştır.

vi. Otomasyon ve Kontrol: Uçaklarda otomatik pilot sistemi otomasyonu,

ulaşım araçlarında otomatik yol bulma/gösterme, robot sistemlerin kontrolü, doğrusal olmayan sistem modelleme ve kontrolü, elektrikli sürücü sistemlerin kontrolü v.s. gibi yaygın bir uygulama yeri bulmuştur.


2.1. Malzeme

Deneylerde iş parçası malzemesi olarak AISI 304L (UNS S30403) paslanmaz çelik sac plaka malzemeler 5 mm kalınlığında kullanılmıştır. İş parçası üzerindeki yağ ve kir tabakaları kaynak öncesi mekanik yöntemlerle temizlenmiş olup tek paso DC elektrot negatif (DCEN) kaynak işlemi uygulanmıştır. Kaynak işlemleri ve kullanılan numune boyutları TS 287 EN 895 standardına göre hazırlanmış, alın alına (alın kaynağı) gelen sac çifti üzerinde yapılarak çekme testine tabi tutulmuştur [3].

2.2. Tungsten Elektrot

Yapay Sinir Ağları metodunun öğrenme kısmında gerçekleştirilen deneylerde, EWTh- 2 (%2 Toryum) tip, kırmızı renk kodlu, 2.4 mm kalınlığında tungsten elektrot 45o’lik uç geometrisinde kullanılmıştır. Elektrot uç aşınmalarından doğacak deneysel hataları önlemek için Tungsten elektrot her deney öncesi yeni uç açılmış elektrot ile değiştirilmiştir.

104

2.3. Kaynak İşlemi

Deneylerde istenilen kaynak hızlarını ayarlamak için, Şekil 1’de gösterildiği gibi, kaynak hattı boyunca doğrusal hareket eden kaynak robotu tasarlanmış ve deneylerde kullanılmıştır.

Şekil 1. Deneylerde kullanılan kaynak robotu

Bu sistemin özellikleri: • Ayarlanabilir yükseklikte kaynak torç tutucu • Dijital kontrol • Mikroişlemci kontrollü • Ayarlanabilir hız ve frekans • Değişik şekillerde ve büyüklüklerde parçalar için ayarlanabilir kaynak sehpası Kaynak hızının etkisini görebilmek için ilgili frekanslardaki kaynak hızları, kaynak

öncesi kalibre edilmiş ve hassas bir şekilde ayarlanmıştır. Deneyler Fronius Variostar WTU 305 tip maksimum 300 A kaynak makinesinde yapılmıştır.

3. KAYNAK PARAMETRELERİ

Her çeşit kaynak yönteminde kaynak parametreleri ve ortam şartları, kaynak işleminin sonucuna etki yapar. TIG kaynağında en önemli parametreler;

i. Kaynak hızı (V, mm/sn) ii. Akım şiddeti ve türü (I, A) iii. Koruyucu gaz akış hızı (F, l/dak) iv. Ark sıçrama boşluğu (G, mm) v. Tungsten elektrotun durumu (uç şekli ve açısı) vi. Kutuplama şekli (elektrot pozitif-DCEP veya elektrot negatif-

DCEN)’dir. Bu çalışmada, koruyucu gaz cinsi (%99.99 argon), iş parçası malzemesi (AISI 304L),

kalınlığı (5 mm), elektrot kutuplama şekli (DCEP) ve uç açısı (45o) sabit tutulurken değiştirilen kaynak parametreleri aşağıda Tablo 1’de verilmiştir.

105

Tablo 1. Deneylerde kullanılan kaynak parametreleri Kaynak hızı

V (mm/sn)

Akım I

(A)

Argon Gazı akış hızı F

(l/dak)

Ark sıçrama yüksekliği G

(mm) 1.53-1.78-2.04-2.38-2.63 50-60-70-80-90 4-6-8-10-12 1-2-3-4-5

4. YAPAY SİNİR AĞLARI

4.1. Geri Yayılma Algoritması (GYA)

Bu çalışmada yapay sinir ağları (YSA) metodunun geri yayılma algoritması (GYA) kullanılmıştır. Geri yayılma algoritması, basitliği ve uygulamadaki görüş açısı gibi başarılarından dolayı ağ eğitimi için en popüler algoritmalardan biridir [4]. Bu algoritma; hataları geriye doğru çıkıştan girişe azaltmaya çalışmasından dolayı geri yayılım ismini almıştır. Geri yayılmalı öğrenme kuralı ağ çıkışındaki mevcut hata düzeyine göre her bir tabakadaki ağırlıkları yeniden hesaplamak için kullanılmaktadır [5]. Bir geri yayılımlı ağ modelinde giriş, gizli ve çıkış olmak üzere 3 katman bulunmakla birlikte, problemin özelliklerine göre gizli katman sayısını artırabilmek mümkündür.

Geri yayılım çok katmanlı ağlarda kullanılan delta kuralı için genelleştirilmiştir bir

algoritmadır. Bu algoritma çok katlı ağlarda hesap işlerini öğrenmede kullanılabilmektedir [5]. Geri yayılım ağında hatalar, ileri besleme aktarım işlevinin türevi tarafından, ileri besleme mekanizması içinde kullanılan aynı bağlantılar aracılığıyla, geriye doğru yayılmaktadır. Öğrenme işlemi, bu ağda basit çift yönlü hafıza birleştirmeye dayanmaktadır [6].

Geri yayılım algoritmasının amacı uygunluk fonksiyonunu minimum yapmaktır.

Uygunluk fonksiyonu YSA’nın ağırlık değerlerine bağlı olduğundan, algoritma YSA ağırlıklarının en uygun biçimde değiştirilmesi işlemlerinden oluşmaktadır [7]. Bu çalışmada kullanılan geri yayılma algoritmalı yapay sinir ağları modeli Şekil 2’de verilmiştir.

Şekil 2. Deneylerde kullanılan geri yayılma algoritmalı yapay sinir ağları modeli

Şekil 2’den de görüldüğü gibi giriş kısmını 4 katmandan (kaynak hızı, akım, gaz akış hızı ve ark sıçrama boşluğu), gizli kısım 5 katmandan ve çıkış kısmı 1 katmandan (çekme mukavemeti) oluşmaktadır. Yapay sinir ağlarında öğretme kısmında girilen bilgi sayısı arttıkça modelin performansı ve işlevselliği artarak hata oranı düşer. Bu çalışmada, Tablo 2’den de görüldüğü gibi, yapay sinir ağları metodunun öğretme kısmında 20 adet deney

106

kombinasyonu sonuçlarıyla girilmiş olup test kısmında 6 adet deney kombinasyonu denenmiştir. Test kısmında kullanılan kombinasyon öğretme kısmında kullanılmamıştır.

Modelleme sonucunda Tablo 2’de gösterilen sonuçlar elde edilmiştir.

Tablo 2. Deneylerden elde edilen sonuçların YSA modellemesi ile karşılaştırılması Deneysel Sonuç YSA Sonuçları

Deney No

Kaynak Hızı V

(mm/sn)

Akım

I (A)

Gaz akış hızı F

(l/dak)

Ark Sıçrama Boşluğu

G (mm)

Kaynak

Mukavemeti (kgx1000)

Kaynak

Mukavemeti (kgx1000)

Hata (%)

1 1.53 80 8 2 3.75 3.71 0.04 2 1.78 80 8 2 3.85 3.87 -0.02 3 2.04 80 8 2 4.50 4.44 0.06 4 2.38 80 8 2 3.20 3.30 -0.10 5 2.63 80 8 2 3.15 3.05 0.10 6 2.04 80 4 2 3.65 3.63 0.02 7 2.04 80 6 2 3.80 3.81 -0.01 8 2.04 80 8 2 4.50 4.44 0.06 9 2.04 80 10 2 3.65 3.65 0.00

10 2.04 80 12 2 3.40 3.39 0.01 11 2.04 50 8 2 2.80 2.84 -0.04 12 2.04 60 8 2 3.15 3.15 0.00 13 2.04 70 8 2 4.30 4.28 0.02 14 2.04 80 8 2 4.50 4.44 0.06 15 2.04 90 8 2 3.00 3.02 -0.02 16 2.04 80 8 1 3.95 3.97 -0.02 17 2.04 80 8 2 4.50 4.44 0.06 18 2.04 80 8 3 3.50 3.49 0.01 19 2.04 80 8 4 3.00 3.01 -0.01

ÖĞ

RET

İM

20 2.04 80 8 5 2.85 2.86 -0.01 1 2.04 70 6 1 3.20 2.94 0.26 2 2.04 70 12 2 3.00 2.84 0.16 3 1.78 50 4 2 2.60 2.80 -0.20 4 1.53 80 8 3 2.78 2.82 -0.04 5 2.38 60 10 5 3.00 2.80 0.20

TE

ST

6 2.63 50 6 4 2.90 2.83 0.07

Modellenen parametrelerin giriş, gizli bölge ve çıkış katmanlarındaki ağırlık faktörleri

Tablo 3’deki gibi bulunmuştur.

107

Tablo 3. Giriş, gizli bölge ve çıkış bölgesindeki bağlantı ağırlık faktörleri

5. SONUÇLAR

Bu çalışmada argon kaynağında çekme mukavemetinin modellenmesinde, üç katmanlı, geri yayılma algoritmalı YSA modeli kullanılmıştır. Kaynak hızı, kaynak akımı, gaz akış hızı ve ark sıçrama boşluğu değerleri girdi olarak verilmiş; çekme mukavemeti çıkış değeri olarak kullanılmıştır. Her çeşit kaynak yönteminde kaynak parametreleri, ortam şartları, operatör kaynak işleminin sonucuna etki yapar ve matematiksel yol ile bulunan sonuçların objektif ölçümlemelere uymamasını yaratır. Bu nedenle yapay sinir ağları kullanılarak yaklaşık değerler elde etmek mümkündür. YSA sonuçları ile sayısal sonuçlar karşılaştırılmış ve gayet hassas sonuçlar elde edilmiştir.

REFERANSLAR

[1]. http://ekitaplar53.googlepages.com/YapaySinirAglari [2]. http://yapay-sinir-aglari.uzerine.com/ [3]. Eşme, U., “Effect of Pool Geometry on the Quality of TIG Welded Joints”,

Cukurova University Institue of Natural and Applied Sciences Department of Mechanical Engineering, PhD Thesis, 2006, ADANA.

[4]. Aktaş, M., Okumuş, H. İ., “Doğrudan Moment Kontrollü Asenkron Motorun Stator Direncinin Yapay Sinir Ağı ile Kestirimi”, International XII. Turkish Symposium on Artificial Intelligence and Neural Networks, 2003.

[5]. Keleşoğlu, Ö., Fırat, A., “Tuğla Duvardaki ve Tesisattaki Isı Kaybının Yapay Sinir Ağları İle Belirlenmesi”, Fırat Üniv. Fen ve Müh. Bil. Der., 18 (1),

133-141, 2006. [6]. Elmas Ç., Yapay Sinir Ağları, Seçkin Yayıncılık, 2003, Ankara. [7]. Lin C., Lee G., Neural Fuzzy Systems, Prentice Hall, 236-240, 242, 445-448, 1996.

Gizli Bölge Katman Numarası Giriş Katmanı

1 2 3 4 5

Bias -1.29238 0.930111 -4.41611 2.76205 1.52968

Kaynak Hızı 0.710783 7.42039 -6.27614 0.037775 -1.89155

Akım 6.83253 -3.98883 1.00901 -3.01198 4.29745

Gaz Akış Hızı 8.06223 0.33569 -6.0644 -0.06810 -0.31640

Ark Sıçrama Boşluğu 7.60324 0.406743 -5.41666 -2.28054 -2.14333

Çıkış Katmanı Gizli Bölge Katman Numarası

Çekme Mukavemeti

Bias 0.508408

1 -6.74025

2 -7.18798

3 -6.81136

4 2.72391

5 4.5110

http://ekitaplar53.googlepages.com/YapaySinirAglari

http://yapay-sinir-aglari.uzerine.com/

108

109


TIG KAYNAĞINDA KAYNAK HAVUZ GEOMETRİSİNİN TAGUCHİ METODUYLA OPTİMİZASYONU

Uğur EŞME

Mersin Üniversitesi Tarsus Teknik Eğitim Fakültesi Tarsus/MERSİN Tel: 0 324 627 48 04 e-posta: [email protected]

Melih BAYRAMOĞLU

Tel: 0 322 338 60 84-2722 e-posta: [email protected] Çukurova Üniversitesi Müh. Mim. Fak. Makine Müh. Böl. Balcalı/ADANA

1. GİRİŞ

Üretim yapan işletmeler, mamullerini müşterilerinin beklentilerinin ötesinde sunabilmek için sürekli rekabet içerisindedirler. İşletmelerin, müşterilerine fonksiyonunu yerine getirebilen, daha kaliteli, daha ucuz ve daha hızlı ürünler ulaştırabilmek için gösterdikleri çaba, kalite geliştirme bilincinin hızla yayılmasına sebep olmuştur. İşletme yöneticileri işletmelerinin verimliliklerini arttırmak ve rekabet avantajlarını yükseltmek için, kalitenin sadece üretim hattında değil mamul ve proses tasarımı aşamalarında da doğru bir şekilde planlanmasının gerektiği bilincindedirler [1].

Tasarımda kalitenin esası müşteri odaklıdır. Tasarımda kalite yaklaşımlarıyla, müşteri istek ve beklentilerinin ürüne uygun ürünler inşa edilmesi ve oluşabilecek hataların önlenmesi hedeflenir.

Rekabete dayanan pazarda, işletmelerin varlıklarını sürdürebilmeleri ve Pazar

paylarını arttırabilmeleri için kalite geliştirme çalışmalarına önem vermeleri gerekmektedir. Kalite iyileştirme ve geliştirme, pek çok organizasyonun rekabet edebilmesi ve ayakta kalabilmesi için en temel faaliyetler haline gelmiştir [2].

Bu doğrultuda üretim yönetimi araçlarında da gelişmeler olmuş ve günümüz gereksinimleri için teknikler ortaya konmuş, ya da yıllardır teoride kalmış yöntemler uygulama alanına geçirilmiştir. Bunlardan biri de, özellikle sanayileşmiş ülkelerde kullanılmakta olan deney tasarım teknikleridir. Tasarım için teklif edilen istatistiksel deneyler, ürün parametrelerinin ve parametre sayılarının artması sonucu, ürün maliyetinin yükselmesine ve hızlı bir şekilde neticeye ulaşılamadığından dolayı da uygulanabilirliğini tamamen yitirmektedir [1]. Ancak Taguchi uzun yıllar yaptığı çalışmalar sonucunda, çok az deneme ile çok iyi neticeler veren ortogonal dizileri geliştirmiştir. Genichi Taguchi tarafından 1940’lı yıllarda geliştirilmiş olan Güçlü Tasarım (Robust Design) kavramı ile, tasarım faaliyetlerine odaklanarak, düşük maliyetle, ürün ve proses performansının hızlı bir şekilde artırılması hedeflenir.

Taguchi deneysel tasarım metodunda geliştirilen metodoloji üç temel kavramdan oluşur [3]:

1. Sistem tasarımı: Sistem tasarımı metodun ilk aşamasıdır. Bu aşamada malzeme, bileşen, parça ve alt montajların seçimi, yeni teknolojik gelişmelerin değerlendirilmesi, makine teçhizatlarla ilgili verilecek yeni kararlar alınır. Ana amaç



110

müşteriyi maksimum seviyede tatmin edecek spesifikasyonlara sahip bir ürün üretebilecek en az maliyete sahip bir üretim sistemini oluşturmaktır.

2. Parametre tasarımı: Süreç optimizasyonunda anahtar aşama parametre tasarımıdır. Bu aşamada ürünün fonksiyonel karakteristiklerini ya da temel fonksiyonlarını optimum seviyeye getirecek ve kontrol edilemeyen faktörlere karşı minimum düzeyde hassasiyet göstermesini sağlayacak, sürecin belirli faktör seviyelerinin belirlenmesine olanak sağlar. Burada kontrol edilemeyen faktörler(gürültü) kavramı, tüm parazit ve karıştırıcı faktörleri yani kontrol dışı faktörleri ifade etmektedir [4]. Bu aşamada deneysel tasarımda sıkça kullanılan iki ana kavram ile karşılaşılır; ortogonal gösterim ve işaret/gürültü analizi (S/N-Signal/Noise). Ortogonal gösterim tasarımları, ortogonallik özelliği nedeniyle kesirli faktörsel tasarımlardır. S/N oranı süreç değişkenliğinin bir ölçüsüdür. Taguchi'ye göre S/N oranı kullanılarak sürecin optimize edilmesiyle, optimum süreç şartlarının dinç ve kararlı olması yani minimum süreç değişkenliğine sahip olması sağlanır.

3. Tolerans tasarımı: Tolerans tasarımı parametre çalışmaları sonucu istenilen hedefe varılmadığı takdirde yapılacak bir takım çalışmalardan ibarettir. Bu aşamada gözlenen değerlerden faydalanılarak ürünün hedef değerden sapma göstermesinin getirdiği kayıplar bulunur ve bu sapmalar azaltılır [3].

Taguchi denesel tasarımının bazı avantaj ve dezavantajları söz konusudur [5]. Bu metodolojide kalite kontrol kavramı aşılarak kalitenin rolü sistem içinde genişletilmiştir. Kalite mühendisliği ve eğitimi açısından kaliteye yeni bir bakış açısı kazandırılmıştır. Bu metodun getirdiği yenilikler şu şekilde sıralanabilir [3]:

i. Kalite geliştirme açısından tam anlamıyla formüle edilmiş bir metedolojidir

ii. Değişkenlik sonucu ortaya çıkabilecek maliyetlere dikkat çekilir

iii. Sonuçlar deneylere dayandırılmaktadır

iv. Ortalamalar ve değişkenlikler ile ilgili çalışmalara süreklilik

kazandırılmıştır

v. Basitleştirilmiş bir tolerans analizine imkân sağlanmıştır

Bu metodun tek yönlü olduğu, S/N istatiğinin eksiklikleri olduğu ve metodolojiye ait her türlü eleştirinin reddedilmesi, modern grafiksel ve analitik veri yaklaşımlarının reddedilmesi batı ülkelerinin istatistikçileri açısından eleştirilmektedir. Ayrıca bu metot hakkındaki eleştiriler aşağıdaki şekilde özetlenebilir [3]:

i. Bu metotta üç seviyeli ortogonal diziler uygulanmamaktadır.

ii. Rassallığı savunan bir metot değildir

iii. Çok karmaşık üretim sistemlerinde deneylerin sıralanması ve

adaptasyonunu da sorunlar yaşanmaktadır

iv. Faktörler arası ilişkilerin öneminde dogmatik bir yaklaşım izlenmektedir.

111

2. TAGUCHİ DENEYSEL TASARIM METODUNUN UYGULANMASI

2.1. Ortogonal Dizi ve Parametrelerinin Seçilmesi

Argon kaynağının mekanik özelliklerini Kaynak havuz geometrisi veya diğer bir deyişle kalite karakteristikleri belirler. Kaynak havuz geometrisi Şekil 1’den de görüldüğü gibi;

i. Üst genişlik (UW)

ii. Üst yükseklik (UH)

iii. Nüfuziyet (P)

iv. Nüfuziyet alanı (AP)’dan oluşur.

Şekil 1. Argon (TIG) kaynağında kaynak havuz geometrisi

Paslanmaz çeliklerin kaynağında ısıdan etkilenmiş bölgenin, krom karbür çökelme riskini minimuma indirmek ve paslanmazlık özelliğini yitirmemek için mümkün olduğu kadar küçük tutulması gerekir. Bu nedenden dolayı optimizasyon problemlerinde üst genişlik (UW), üst derinlik (UH)’nin minimum, Mekanik özelliklerden mukavemeti arttırmak için de nüfuziyet (P) ve nüfuziyet alanı (AP) maksimum tutulması gerekir.

Argon (TIG) kaynağında yukarıda belirtilen kalite karakteristiklerini direkt olarak yakından etkileyen kaynak parametreleri şunlardır [6];

1. Kaynak ilerleme hızı (mm/sn) 2. Kaynak akımı (A) 3. Gaz akış hızı ( l/dak) 4. Ark sıçrama boşluğu (mm)

Bu çalışmada kaynak havuz geometrisi faktörlerinden UW ve UH için Taguchi kalite kontrol yönteminin en-küçük-en iyi kalite karakteristiği kullanılmıştır. En-küçük-en iyi kalite karakteristiğinin kayıp fonksiyonu [2];

∑=

=n

kjj y

nL

1

21 (1)

jj Llog10−=η (2)

112

P ve AP için kullanılan en-büyük-en iyi kalite karakteristiğinin kayıp fonksiyonu ise;

∑=

=n

k ii yn

L1

2 )11( (3)

ii Llog10−=η (4)

n: test sayısı,

iy ve jy : ilgili deney numarasındaki kalite karakteristiği değeri,

iL ve jL : toplam kayıp fonksiyonu,

iη ve jη : ilgili deneydeki kayıp fonksiyonu değeri (S/N oranı)

Performans karakteristiğini etkileyecek faktör ve deneylerde kullanılan kaynak

parametrelerinin değerleri Tablo 1’de verilmiştir.

Tablo 1. Performans Karakteristikleri ve Faktör Seviyeleri

Malzeme (AISI)

Kalınlık (mm) Sembol Proses

Parametreleri Birim Seviye 1

Seviye 2

Seviye 3 Seviye 4

A Kaynak hızı mm/s 1.0696 1.5311 2.3101a 2.4540 B Kaynak akımı A 20a 40 55 85 C Gaz akış hızı l/min 6 8 10a 12 304

(UNS S30400) 1.2 D Ark sıçrama

boşluğu mm 1 2 3 4a

aBaşlangıç parametreleri

TIG kaynağı optimizasyon problemine uygun ortogonal dizi seçiminde, öncelikle faktör grubunun toplam serbestlik derecesine bakılmıştır. Toplam serbestlik derecesi dizilerden hangisine uygunluk sağlıyorsa o dizi tercih edilmiştir.

Faktör grubunun toplam serbestlik derecesi; gruptaki tüm faktörlerin ve etkileşimlerin

ayrı ayrı serbestlik dereceleri (V’ler toplamı) toplamıdır. Bu etkileşimler aşağıda Tablo 2’de gösterilmiştir.

Tablo 2. Faktörler ve Serbestlik Dereceleri Faktör Serbestlik Derecesi

A VA=KA-1= 3-1=2 B VB=KB-1= 3-1=2 C VC=KC-1= 3-1=2 D VD=KD-1= 3-1=2

Toplam Serbestlik Derecesi= 8

113

Serbestlik derecesi hangi dizinin deneme sayısına uygun düşüyorsa o tercih edilmiştir.

Toplam serbestlik derecesi en fazla, seçilecek olan dizinin deneme sayısından bir eksik olabilir [7]. Bu çalışmada L16 ortogonal dizisi kullanılmıştır. Kullanılan dizinin serbestlik derecesi ise (VL16=16–1=15>8) 15’tir. Deneylerde kullanılan L18 ortogonal dizisi ve faktör yerleştirme planı Tablo 3’de gösterilmiştir.

Tablo 3. L16 Ortogonal Dizisi Deneysel Tasarım Planı Proses Parametre Seviyesi

Deney Sırası A Kaynak Hızı

B Kaynak Akımı

C Gaz Akış Hızı

D Ark Boşluğu

1 1 1 1 1 2 1 2 2 2 3 1 3 3 3 4 1 4 4 4 5 2 1 2 3 6 2 2 1 4 7 2 3 4 1 8 2 4 3 2 9 3 1 3 4 10 3 2 4 3 11 3 3 1 2 12 3 4 2 1 13 4 1 4 2 14 4 2 3 1 15 4 3 2 4 16 4 4 1 3


3.1. Malzeme

Deneylerde iş parçası malzemesi olarak AISI 304 paslanmaz çelik sac plaka malzemeler 1.2 mm kalınlığında kullanılmıştır. İş parçası üzerindeki yağ ve kir tabakaları kaynak öncesi mekanik yöntemlerle temizlenmiş olup kullanılan malzeme ince paslanmaz çelik sac olduğu için tek paso DC elektrot negatif (DCEN) kaynak işlemi 45o’lik uç açısına sahip EWTh-2 tungsten elektrot (kırmızı renk kodlu) kullanılarak uygulanmıştır.

3.2. Optik Mikroskopi

Kaynak sonrası numuneler kaynak bölgesinden diklemesine kesit alınarak ilgili bölgelerde makro ölçümler almak için dağlama işlemine tabi tutulmuştur. Dağlama işleminde kullanılan çözelti aşağıda Tablo 4’te verilmiştir.

114

Tablo 4. Makro incelemede kullanılan asit çözeltisi

Dağlama Çözeltisi (Marble’s solüsyonu)

CuSO4 (g)

HCl (ml)

H2SO4 (ml)

Dağlama zamanı (sn)

CuSO4 + HCl + H2SO4 8 20 5 65

Dağlama işlemi bittikten sonra numuneler üzerinde makro incelemede kullanılacak görüntüler için MOTIC marka 10X-100X lensli stereo mikroskop altında dağlanan bölgenin fotoğrafı çekilerek bilgisayara resim formatında aktarılma yapılmıştır. Resim formatında bilgisayara aktarılan numuneler üzerinde Şekil 2’de gösterildiği gibi NIH-ImageJ ve Image ProPlus programları kullanılarak ilgili ölçümler yapılmıştır.

Şekil 2. Kaynak bölgesinden ölçüm alınması

4. DENEYSEL SONUÇLARIN ANALİZİ

Deneyler ve ilgili ölçümler sonucunda elde edilen kaynak havuz geometrisi kalite karakteristikleri Tablo 5’te verilmiştir. Tablo 5’te verilen değerleri kullanarak S/N hesabının yapılması sonucunda Tablo 6’da gösterilen S/N oranları elde edilmiştir.

Tablo 5. Deneylerden Elde Edilen Ölçüm Sonuçları

Deney Sırası

UW (mm) UH (mm) P (mm) AP (mm2)

1 5.33 0.09 0.94 6.11 2 7.42 0.19 1.02 7.50 3 7.69 0.18 0.92 7.22 4 8.63 0.12 0.83 7.92 5 4.33 0.09 0.75 4.60 6 5.28 0.22 0.98 5.50 7 6.01 0.29 1.09 6.98 8 7.55 0.32 1.19 7.62 9 4.25 0.09 0.70 4.32

10 4.66 0.11 0.92 4.72 11 5.22 0.10 0.99 5.33 12 7.79 0.20 1.20 8.25 13 3.89 0.05 0.65 4.12 14 4.52 0.28 1.02 4.72 15 4.98 0.13 0.93 5.22 16 7.66 0.19 1.15 7.98

115

Tablo 6. Proses Parametreleri için S/N Karşılıkları

S/N Oranı Deney Sırası UW UH P AP

1 -14.53 20.92 -0.54 15.72 2 -17.41 14.42 0.17 17.50 3 -17.72 14.89 -0.72 17.17 4 -18.72 18.42 -1.62 17.97 5 -12.73 20.92 -2.50 13.26 6 -14.45 13.15 -0.18 14.81 7 -15.58 10.75 0.75 16.88 8 -17.56 9.90 1.51 17.64 9 -12.57 20.92 -3.10 12.71

10 -13.37 19.17 -0.72 13.48 11 -14.35 20.00 -0.09 14.53 12 -17.83 13.98 1.58 18.33 13 -11.80 26.02 -3.74 12.30 14 -13.10 11.06 0.17 13.48 15 -13.94 17.72 -0.63 14.35 16 -17.68 14.42 1.21 18.04

Varyans analizinde, deneysel tasarımda bütün noktalarda (çeşitli faktörlerin çeşitli seviyelerinin kombinasyonlarında) değişkenliğin aynı olduğu farz edilmektedir. Fakat mühendislik tasarımlarında bu doğru olmayabilir [8]. Deneysel tasarım kullanımının en önemli sebebi, sonuçlardaki değişkenliği minimize edecek faktör seviyelerinin kombinasyonunu bulmaktır. Bu sebeple varyans analizi metodu yerine faktör etkilerinin grafiksel gösterimi tavsiye edilmektedir [9].

Tablo 7. Kaynak Parametreleri için S/N ve Ortalama Sonuçları

116

Faktör etkilerinin grafiksel gösterimi metoduna uygun olarak Şekil 3’ten Şekil 6’ya kadar olan grafiklerde gösterilmiştir. Bu şekilde, her bir faktör ya da etkileşimin ortalama üzerindeki etkisi, grafiksel ve sayısal olarak gösterilmiştir.

Şekil 3. UW için S/N oranları sonuç grafiği (en-küçük-en iyi)

Şekil 4. UH için S/N oranları sonuç grafiği (en-küçük-en iyi)

117

Şekil 5. P için S/N oranları sonuç grafiği (en-büyük-en iyi)

Şekil 6. AP için S/N oranları sonuç grafiği (en-büyük-en iyi)

Şekil 3-6’daki grafikler incelendiği zaman, seçilen kaynak parametrelerinin kaynak geometrisi üzerinde kuvvetli etkisi olduğu görülmektedir. Faktör seviyelerinin tespit edilmesinde, sonuca etki etme derecelerinin dikkate alınması gereklidir. Daha önce grafiksel verilen, parametrelerin sonuca etki etme dereceleri Tablo 8’de özetlenmiştir.

118

Tablo 8. Veri Analiz Özeti

S/N Oranı için Sonuç (En Küçük En İyi)

S/N Oranı için Sonuç (En Büyük En İyi) Parametre

UW UH P AP Kaynak Hızı (V) 1 2 2 1

Akım (I) 4 4 4 4 Gaz Akış Hızı (F) 2 3 1 2

Ark Sıçrama Boşluğu (G)

3 1 1 1

Tablo 6 ve Tablo 7’deki verilere göre 1.2 mm AISI 304 paslanma çelik sac için en havuz geometrisi kalite karakteristiklerine etki eden kaynak parametrelerinin seviyeleri Tablo 9’de verilmiştir.

Tablo 9. Optimum Parametre Seviyeleri ve S/N Karşılıkları

En-küçük-en iyi En-büyük-en iyi

UW UH P AP

Seviye S/N Seviye S/N Seviye S/N Seviye S/N

V1I4F2G3 -15.2 V2I4F3G1 16.7 V2I4F1G1 -0.5 V1I4F2G1 15.5

4.1. Varyans Analizi (ANOVA)

Hangi parametrenin hangi oranda etkilediğini göstermek için Tablo 10-13’de 1.2 mm’lik AISI 304 sac için Varyans Analiz özeti gösterilmiştir. Bu Tablolara göre, kaynak ilerleme hızı, kaynak akımı, gaz akış hızı ve ark sıçrama boşluğu gibi TIG kaynağı parametreleri havuz geometrisi kalite karakteristikleri üzerinde önemli derecede rol oynamaktadır.

Tablo 10. UW için Varyans Analiz Özeti

Kod Proses Parametreleri Serbestlik Derecesi

Kareler Toplamı (SS)

Ortalama Kareler Toplamı F Katkı Payı

% A:V Kaynak Hızı 3 20.78 6.93 6.7 17.91 B:I Kaynak Akımı 3 52.92 17.64 17.2 45.98 C:F Gaz Akış Hızı 3 3.77 2.56 4.6 12.29 D:G Ark Sıçrama Boşluğu 3 8.96 5.56 8.9 23.79

Hata (e) 3 3.12 1.04 Toplam 15 89.55 33.73

Tablo 11. UH için Varyans Analiz Özeti





Hata (e) 3 13.66 4.55 Toplam 15 308.26 102.76

119

Tablo 12. P için Varyans Analiz Özeti





Hata (e) 3 2.22 1.02 Toplam 15 67.67 28.41

Tablo 13. AP için Varyans Analiz Özeti





Hata (e) 3 0.60 0.53 Toplam 15 63.88 24.62

4.2. Doğrulama Testi

Taguchi tekniği ile optimizasyonda son aşama, optimum kaynak parametre seviyelerini kullanarak kaynak proses parametrelerinin (kaynak hızı, akım, gaz akış hızı, ark sıçrama boşluğu) gelişimini tahmin etme ve sonuçların karşılaştırılmasıdır. Başlangıç ve optimum kaynak seviyelerinin deneysel sonuçlar kullanılarak karşılaştırılması Tablo 14’de gösterilmektedir. Bu çalışma ile TIG kaynağında kaynak havuz geometrisinin kaynak parametrelerinin değişimi ile etkilendiği Taguchi deneysel tasarım ve optimizasyon metodu kullanılarak bir kez daha ispat edilmiştir.

Tablo 14. Doğrulama Testi sonuçları

Optimum Kaynak Parametreleri

Başlangıç Kaynak

Parametreleri En-küçük-en iyi En-büyük-en iyi

Kaynak Geometrisi UW UH P AP UW UH P AP

S/N Oranı (dB) -

12.57 20.92 -3.10 12.71 -15.2 16.7 -0.5 15.5

Parametre Seviyesi V3I1F3G4 V1I4F2G3 V2I4F3G1 V2I4F1G1 V1I4F2G1

S/N oranında değişim (dB) -2.63 -4.22 2.60 2.79

120

5. SONUÇLAR

Üretimde zaman ve maliyet açısından bilimsel metotların kullanılması bir zorunluluktur. Deneysel tasarım metotları da, işletmelerin artan rekabet şartlarında pazar paylarını arttırabilmeleri ve etkin çalışabilmeleri için önemli bir rol oynamaktadır.

Taguchi deneysel tasarım metodu bir işletmede ortalama randımanı oldukça yüksek bir

orana yükseltilmesinde yöneticilere yardımcı olabilecek bir metottur. Ayrıca bu metot kalite açısından da kalitenin tasarım aşamasında sağlanmasına olanak sağlamaktadır. Bu metot geliştirilmiş süreç randımanları, azalan değişkenlik, hedef ihtiyaçlara uygunluk, azalan üretim ve geliştirme zamanı, azalan maliyetler ile işletmeler için hayati öneme sahip faydalar sağlayacaktır [3].

İşletmelerin dikkat etmesi gereken noktalar, bu metodun süreçleri iyi bilen ve ileri

düzeyde istatistik bilgisine sahip kişiler tarafından gerçekleştirilmesidir. Metot avantaj ve dezavantajları iyi bilinerek gerçekleştirilebilir. Bu şekilde işletmeler; dinamik ve rekabetçi üretim ortamlarında rakipleri karşısında oldukça önemli bir üstünlük sağlarlar [3].

Bu çalışmada, TIG kaynağında kaynak parametrelerinin (kaynak hızı, kaynak akımı,

gaz akış hızı, ark sıçrama boşluğu) kaynak havuz geometrisi üzerine etkileri gösterilerek Taguchi Kalite Kontrol yönteminin en-yüksek-en iyi ve en-küçük-en iyi kalite karakteristiği ile seçimi yapılmış, ve 1.2 mm kalınlığındaki AISI 304 paslanmaz sac için elde edilen optimum kaynak parametreleri ve havuz geometrisi kalite karakteristikleri elde edilmiştir.

REFERANSLAR

[1] Canıyılmaz, E., “Kalite Geliştirmede Taguchi Metodu ve Bir Uygulama”, Yüksek Lisans Tezi, Gazi Üniversitesi, 2001.

[2] Montgomery, D.C., “Design and Analysis of Experiments”, John Wiley & Sons, 1991, Toronto Singapure.

[3] Çelikçapa, F.O., “Taguchi Deneysel Tasarım Metodu”, Uludağ Üniversitesi İktisadi ve İdari Bilimler Fakültesi, Bursa.

[4] Bendell A.,Disney J.,Pridmore W.A., “Taguchi Methods:Applications in World”, Industry,Springer -Verlag, Berlin ,1989.

[5] Pignatello J.,Ramberg J.S.,”Top Ten Triumphs and Tragedies of Genichi Taguchi'”, Quality Engineering, Vol:4, No:2, 1991-1992, pp:221-225.

[6] Anık, S., Vural, M., “Gazaltı Ark Kaynağı (TIG, MIG, MAG)”, Gedik Eğitim Vakfı Kaynak Teknolojisi Eğitim, Araştırma ve Muayene Enstitüsü, Yayın No: 3.

[7] Taguchi, G., Elsayed, A. and Hsiang, T., “Quality Engineering in Production Systems”, McGraw Hill, New York, 1989.

[8] Canıyılmaz, E., Kutay, F., “Taguchi Metodunda Varyans Analizine Alternatif Bir Yaklaşım”, Gazi Üniv. Müh. Mim. Fak. Dergisi, Cilt 18, No 3, 51-63, 2003.

[9] Lochner, J.H. and Matar, J.E, “Designing for Quality”, ASQC Quality Press, 190, 1990.

121


NÖROTEKNOLOJİK GELİŞMELER

Prof. Dr. Metin Tulgar

Uluslararası Nöroteknoloji Merkezi, Turgut Özal Bulvarı Ünlü Sitesi B-Blok K.1 34860

Kartal-Istanbul [email protected]

Nörostimülasyon; hastalık veya travma sonucunda, deformasyona uğrayıp

işlevselliğini kısmen yitirmiş sinirlerin, yapay tedavi sinyalleriyle depolarize edilerek tekrar işlevsel hale getirilmesi işlemidir. Bu amaçla kullanılan sinyaller, insan nörofizyolojisi ile uyumlu nitelikte olmalıdır; aksi halde, hastaya fayda yerine zarar verebilir. Cerrahi girişim sonrasında cilt altından nörostimülasyon uygulaması yapılması nöroimplantasyon, bu uygulamayı gerçekleştiren araçlar ise beyin pili (nöral implant) olarak adlandırılmıştır.

Nörostimülasyonun tarihçesi aslında ilk çağlara dayanmaktadır. Bilinen ilk uygulama, torpedo balığının romatizma ve baş ağrılarından şikayetçi hastalarda analjezik olarak kullanılmasıdır. Şok etkisi oluşturan bu balık, 150 V’a kadar elektrik üretme yeteneğine sahiptir. 1773 yılında, İngiliz Beyin Cerrahı Hunter, merak ettiği bu balığın anatomik yapısını incelediğinde, yüzgeçlerinde bulunan elektrik organlarının kraniyel sinirlerle bağlantılı olduğunu görmüştür. Ortaçağın sonlarına doğru, elektrostatik jeneratörlerin kullanımı elektrotedavi alanında yeni bir açılım oluşturmuştur. Daha sonra, bilim ve teknikteki gelişmelere parelel olarak bu uygulama sürekli gelişmiştir. Yirminci yüzyılın ikinci yarısından itibaren yarıiletken elektroniğinin ve bilgisayarların keşfi ile elektrik mühendisliğindeki hızlı gelişmeler her alanda olduğu gibi tıbbi uygulamalarda da etkisini göstermiştir. Entegre devrelerin üretimi ile hastaların cebinde taşıyabildiği veya kemerine takabildiği pille çalışan portatif TENS (transkütanöz elektrik sinir stimülatör) cihazları kullanılmaya başlanmıştır. Wall ve Melzack tarafından 1965 yılında ortaya konulan ve “deneysel verilere dayanarak, omuriliğin dorsal kısımlarında varlığı belirlenen iletim (T) hücreleri üzerinde periferiden gelen aktivitenin etkisine bağlı olarak ağrının beyine iletilmesini” açıklayan “Omurilik Kapı Kontrol Teorisinin” ilk klinik yansıması, hızla ileten kalın myelinli sinir liflerinin (A beta lifleri) selektif stimülasyonu ile, yavaş ileten ve ağrı iletiminden sorumlu oldukları ileri sürülen ince myelinsiz sinir liflerinin (C lifleri) taşıdığı aktiviteyi kontrol etmenin mümkün olduğunun kanıtlanmasıdır. Teknik gelişmelerin de elverişli olması üzerine, klinisyenler implantasyonla stimülasyon uygulamasını düşünmeye başlamışlardır. Nitekim, ilk kez 1967 yılında Dr. Sheally ve ekibi ağrı kontrolu amacıyla epidural spinal kord stimülasyonu uygulamasını gerçekleştirmişlerdir. İyi lokalize olmuş ağrıların kontrolunda uygun olan ve kullanılagelen TENS cihazları, yaygın ve bilateral kronik ağrıların kontrolünde, çok sayıda elektrot kullanımı ve artan deri empedansı nedenleriyle, pratikliğini yitirmekte ve bu hastalarda, omuriliğin epidural bölgesine implante edilen minik bir elektrot sistemi ile tedavi yapılması gerekmektedir. Daha sonraki klinik çalışmalar, bu yöntemin ağrı kontrolüne ilaveten, periferik vasküler hastalıklar, anjina pektoris, epilepsi, kronik depresyon, alzheimer, parkinson, solunum yetmezliği, düşük ayak, ağır işitme kaybı gibi hastalıkların tedavisinde de etkili olduğunu göstermiştir.


122

Halen, beyin pillerinin hemen tamamı A.B.D.’de üretilmekte ve başta A.B.D. olmak üzere Kanada ve Japonya ile Batı Avrupa ülkelerinde (İngiltere, Almanya, Fransa, İtalya, İspanya, Hollanda, Belçika, İsveç) yaygın olarak kullanılmaktadır. Gelişmekte olan ülkelerde ise, cihaz maliyetlerinin çok yüksek ($12000-85000) olması nedeniyle uygulama yaygınlaşamamaktadır. Türkiye’de de, aynı nedenle, son birkaç yıldır İstanbul, Ankara ve İzmir’de nadiren uygulama (yılda 150 civarında vaka) yapılabilmektedir. Oysa çok sayıda hasta modern tıbbın bu teknolojisine gereksinim duymaktadır.

Amerikan beyin pilleri iki tekniğe dayanarak üretilmektedir: Radyo dalgaları ile

iletişim ve tümüyle implantasyon. Her iki teknikte de implante edilen kısımda elektronik devre elemanları bulunmakta, tam implantasyonda ayrıca cilt altına, belirli bir süre sonunda (2-5 yıl) değiştirilmesi kaçınılmaz olan uzun ömürlü pil konulmaktadır.

Başarılı bir nöroimplantasyon tedavisi için anahtar faktörler; güvenli ve etkili

stimülasyonun hedef nöronlara uygulanması ve muhafaza edilmesidir. Şimdiye değin kırk yıllık uygulama sürecinde, nöral implantların klinik başarılarını rapor eden çok sayıda makale saygın bilimsel dergilerde yayınlanmıştır, ancak bazı teknik sorunlar da gündeme gelmiştir. Mevcut beyin pillerinin uygulamada karşılaşılan elektronik arızalar, sınırlı pil ömrü, programlama güçlükleri ve aşırı maliyet gibi sorunlarını çözmek üzere, deriden endüktif geçiş tekniğine dayalı, Tulgar Nöro-Implant adı verilen yeni bir beyin pili sistemi geliştirilmiştir. Cilt altına yerleştirilen pasif eleman ve elektrot ile vücut dışındaki aktif eleman ve stimülatörden oluşan yeni sistemde; tedavi sinyalleri radyo dalgalarına bindirilmeksizin direkt olarak hastanın ilgili sinir dokusuna iletilmektedir. Stimülatörde üretilen sinyaller, aktif elemana ve endüktif yöntemle onun altında vücut içinde bulunan pasif eleman ile elektroda gönderilmektedir. Amerikan yapımı beyin pillerinde, vücut içine konulan minik elektronik devre elemanlarının arızası halinde ve pil ömrü dolduğunda, değiştirmek için ekstra ameliyat gerekmekte, bu ise ek maddi külfet yanında hasta ve doktor için zaman kaybına ve hastanede yatak meşguliyetine neden olabilmektedir. Cilt altına konulan kısımlarda hiçbir aktif devre elemanı ve pil içermeyen, vücut dışından beslemeli ve kontrollu yeni sistemin, elektronik arıza riski sıfır olup ömür boyu kullanılabilir. Stimülatörün içine monte edilmiş pil bataryası zayıfladığında, sistemle birlikte verilen şarj ünitesi kullanılarak cep telefonları gibi kolayca şarj edilir. Bilimsel çalışmalarla güvenliği ve etkinliği kanıtlanmış hertürlü tedavi sinyali vücut dışından programlanıp uygulanabilmektedir. Yeni sistemin teknik özelliği, tedavi sinyallerini doğru akımdan arındırarak istenmeyen elektroliz etkisini yoketmektedir. Tüm bu faktörler, beyin pillerinin maliyetini önemli ölçüde düşürürken ($12000-85000’den 4800-9600 YTL’ye), daha güvenli ve daha kaliteli bir sistem sağlamaktadır. Böylece, modern tıbbın bu yöntemi gereksinim duyanlara yaygın şekilde uygulanabilecek, hastalarımızın ve ulusal ekonomimizin yüzü gülecektir.

Uzun süredir üzerinde çalışılan ve “1) Prototip geliştirilmesi, 2) Laboratuvar testleri,

3) Güvenlik testleri, 4) Ön klinik testler, 5) Canlı dokuya implante edilebilir klinik model hazırlanması, 6) Hayvan deneyleri, 7) İnsanda pilot implantasyon uygulaması” olmak üzere yedi aşamalı olarak planlanan bu proje tümüyle tamamlanmıştır. Son aşama olan insanda pilot implantasyon için T.C. Sağlık Bakanlığı Tedavi Hizmetleri Genel Müdürlüğü Tanı ve Tedavi Protokolleri Etik Kurulu’ndan uygulama izni çıkmıştır. Nöroteknoloji Merkezi’nde üretilmiş kullanıma hazır olan ürünler şunlardır: epilepsy, depresyon ve Alzheimer hastalığı tedavisi için vagus sinir stimülatörü implant, solunum yetmezliğinde diyafram pacing için frenik sinir stimülatörü implant. Ayrıca, transkütanöz uygulanan korseli bel stimülatörü, düşük ayak stimülatörü el rehabilitasyonu için kas stimülatörü ve fasiyal paralezi tedavisi için yüz

123

stimülatörü halihazırda üretilmektedir. Bu ürünlerin uygulanmasıyla sağlanacak kazanımlarla, tüm altyapısı hazır olan, parkinson hastalığı tedavisi için derin beyin stimülatörü implant ve ağrı (özellikle başarısız bel sendromu ve refleks sempatik distrofi) kontrolu için spinal kord stimülatörü implant üretimine yakında başlanacaktır.

Avrupa Birliği’nden (Çek Cumhuriyeti 1014 nolu Notified Body) EN 45502-1-2 ve EN 60601-1-2-4 standartlarına göre tüm testler yaptırtılarak tam kalite garanti belgeleri (CE, ISO 9001:2000, EN ISO 13485) alınmış ürünlerin, T.C. Sağlık Bakanlığı Tedavi Hizmetleri Genel Müdürlüğü Biyomedikal Cihazlar Dairesi Başkanlığı Piyasa Denetleme Şube Müdürlüğü “Tıbbi Cihaz Kayıt Sistemi’ne” kaydı yapılmış ve seri üretime başlanması için gerekli yasal izinler tamamlanmıştır. Diğer taraftan, Tulgar Nöro-Implant Sistemi uluslararası patent koruması altında olup, Türkiye ve Avrupa Patent Belgeleri ile Uluslararası PCT (Patent Cooperation Treaty) Raporu alınmıştır. Türk Patent Enstitüsü’nce “2006 Yılı Ulusal Patent Ödülleri” kapsamında “Patent Dalında Büyük Ödül”, T.C. Başbakanı eliyle, Nöroteknoloji Merkezi’ne verilmiştir. Nöroteknoloji Merkezi, otuz yıllık deneyime dayalı özverili çalışmalarla hizmetini sürdürmektedir.

Anahtar kelimeler: nörostimülasyon, nöroimplantasyon, beyin pili, epilepsy, depresyon, Alzheimer, Parkinson, ağrı, diyafram pacing.

124

125


BİR VE İKİ MESAFE SERVİKAL DİSKEKTOMİ OPERASYONU SONRASI, ANTERİOR STABİLİZASYON VE SERVİKAL DİSK

PROTEZİ UYGULAMALARININ SERVİKAL STABİLİZASYONA ETKİSİ

(Koyun boynu modelinde deneysel çalışma)

Emin SÜNBÜLOĞLU*, Ergün BOZDAĞ*, Aydın AYDOSELİ**, Tuncer TOPRAK*

* İstanbul Teknik Üniversitesi, Makina Fakültesi, Makina Mühendisliği Bülümü, İstanbul ** İstanbul Üniversitesi,İstanbul Tıp Fakültesi, Nöroşirurji Anabilim Dalı, İstanbul.

GİRİŞ Geçtiğimiz yüzyılın ortalarına kadar, servikal bel fıtığı (disk hernisi) tedavisinde, genellikle, arka (posterior) yaklaşım kullanılmaktaydı. Daha sonraki yıllarda ön (anterior) servikal yaklaşım önem kazanmaya başladı [1,2]. Anterior servikal diskektomi ve füzyon (ASDF), servikal vertebraya yapılan girişimlerin büyük bir kısmını teşkil etmektedir. ASDF’nin uzun dönem sonuçlarının son dönemlerde ortaya konulması ile karşılaşılan en ciddi problem “Komşu Segment Hastalığı”dır. Yeni ve semptomatik bir ağrının (radikülopati:kök basısı) eşlik ettiği komşu segment hastalığı, ASDF sonrasında her yıl hastaların, yaklaşık olarak, %2-3’ünde görülmeye başladı [3,4]. Bu hastaların belirli bir kısmı (yaklaşık %7-15’i), bir komşu mesafeden ikinci bir müdahaleye maruz kalmaktadır [5,6].

Başarılı ASDF sonrasında komşu segmentlerde, özellikle alt mesafedeki diskte ortaya çıkan artmış yüklemelerin, bu segmentlerde ileride ortaya çıkabilecek semptomatik disk hastalığına neden olabileceği düşünülmektedir. Bu nedenle spinal cerrahlar total servikal disk artroplastisi (diskin bir seviyede çıkartılması) gibi alternatiflerle ilgilenmeye başlamışlardır. Bu yöntemin kullanılmasının amacı, tedavi edilen seviyede hareket kabiliyetini koruyarak, ve/veya düzelterek hastalıklı diskin değiştirilmesidir. Bu yöntemin, hastaları komşu segmentlerdeki rahatsızlıklardan koruyacağı düşünülmektedir.

Klinik amaçlı cihazların gelişmesi ile bu konulardaki klinik tecrübeler giderek artmaktaysa da, total servikal disk artroplastisinin yaratacağı stabilite değişimi konusunda kesin ve net bilgiler henüz yoktur. Bu çalışmada yapılan invitro deneyler ile, koyun boynu modelinde, tek ve iki mesafe diskektomi bölümünde uygulanan disk protezi ile, plak vida stabilizasyonun komşu disk bölgelerine etkisinin araştırılması amaçlanmaktadır.

GEREÇ VE YÖNTEM

İn vitro insan kadavra modellerinin elde etme güçlüğü, yüksek maliyetleri ve fazla değişkenlik göstermesinden dolayı biyomekanik çalışmalarda değişik hayvanlar kullanılmıştır. En sık kullanılan hayvanlar köpek, koyun ve keçidir. Köpek başını öne eğik tutması yüzünden çok da uygun bir hayvan değildir (7). Bundan dolayı farklı hayvan çalışmaları yapılmıştır.

126

İn vitro hayvan modeli kullanmamızın sebebi hayvan kadavrasının kolay elde edilmesi, ucuz olması ve fazla değişkenlik göstermemesidir. Hayvan modeli olarak koyunu tercih etmemizin nedeni ise koyunun başını dik tutması nedeniyle biyomekanik açıdan insan omurgasına yakın olmasıdır. Ayrıca koyunda boyun omurgasının hem anatomik hem de biyomekanik yönden insan için uygun bir model olduğu deneysel çalışmalarda gösterilmiştir (8,9). Yalnız koyunun boyun omurgasında insanda bulunan unkovertebral eklemler yoktur. Son plakların dış kenarında bulunan ve alttaki ve üstteki omurların birleşmesini sağlayan bu yapının görevi tam olarak bilinmiyorsa da omurun arkaya kaymasını önlediği ve lateral fleksiyonu kısıtladığı düşünülmektedir (7).

Biyomekanik çalışmalarda temel ünite hareket segmentlerinden oluşur. Bir hareket segmenti komşu iki omur ile aralarındaki disk eklem kapsülleri ve bağlardan meydana gelir. Bununla beraber hareket segmentinin incelenmesi ile elde edilen sonuçlar tüm omurgaya genellenemez. Çünkü omurga homojen değildir ve test sonuçları doğrusal özellik göstermez. Omurganın bütününde hareketler izole olarak değil kombinasyonlar halinde gerçekleşir. Örneğin aksiyal rotasyonla birlikte lateral fleksiyon ya da fleksiyonla birlikte yana kayma ortaya çıkar. Hareketlerin bu şekilde çiftler halinde gerçekleşmesine çiftli hareket (coupling fenomeni) denir. Biyomekanik laboratuarların çoğunda omurganın bir bütün halinde kullanılması tercih edilir. Bu durum daha fizyolojik sonuçlar sağlasa da, uzun bir omur segmenti kulanıldığında coupling yasası devreye girdiğinden, çalışmayı daha kontrolsüz hale getirir ve biyolojik varyasyonlardan daha fazla etkilenmeye yol açar. Bunu önlemek için bu çalışmada kısa hareket segmentleri kullanılması tercih edilir. Fleksiyon, ekstansiyon, her iki yöne yana eğilmede moment uygulandığında coupling yasasının devreye girip örneğin her iki yönde de olabilecek translasyon hareketinin engelenmesi için sürtünmesi asgariye indirilmiş bir kızak sistemi oluşturulmuştur.

Omurga canlı hayvan kesimi yapılan özel bir mezbahada kesim işleminin hemen ardından tarafımızdan çıkarıldı. Boyun, bağlar sağlam kalacak şekilde omurgadaki diğer dokulardan temizlendi. Örneğin kurumaması için aralıklı olarak serum fizyolojik solüsyonu uygulanarak nemlendirildi. Omurga parçaları 6 saat içinde cerrahi işlem gerçekleştirildikten sonra streç film tabakasına sarılarak 4-6 °C’de buzdolabında saklandı. Cerrahi işlem sonrası dondurulan örneklerin tümü stabilite testlerinin uygulanması için 1 saat bekletilerek oda ısısına getirildi ve testler 6 saat içinde uygulandı. Örneklerin C2 omur cisminin üst ve C7 omur cisminin alt yarısı, 75 mm çapında, 30 mm derinliğinde kalıp olarak kullanılacak PVC borulara (Pimaş, Gebze) gömülerek, çelik macun (DYO, İzmit) yardımıyla sabitlendi. (Resim 1). Uçlarından PVC boruya gömülen bu örnekler, test cihazının çenelerine bağlı olan metal silindir bloklara tespit edildi. Metal silindir bloklardan üniversal test cihazının (MTS 858 Bionix II)(Resim 2) üst çeneye takılacak olanı bir sürtünmesiz raylı sisteme bağlanarak eksenel yükleme sırasında ektensiyon, fleksiyon pozisyonları ile sağ ve sol lateral eğilme pozisyonlarının gerçekleşmesi için üst kalıp üzerinden yük uygulanacak duruma getirildi.Aynı zamanda örneklerin bu metal silindir bloklara sabitlenmesi ile burulma momenti uygulaması sırasında dönme hareketi de engellendi. Bu sayede burulma hareketi tamamen örneğe aktarılabildi. Bu işlemin bir amacı da, üniversal test makinasında yapılacak çekme, basma yüklenmesi işlemlerinde kemiklerin, test makinasının çene sıkma kuvvetinin altında, sabit uç noktalarda örneklerin hareket etmesini ve kırılmasını engellemektir. Testler İstanbul Teknik Üniversitesi, Makina Fakültesi, Mukavemet Birimi, Biyomekanik Laboratuvarında yapıldı.

127

Örnekler bu pozisyonda basma yükü uygulanarak raylı kızak sistemi yardımıyla sırasıyla ekstensiyon, fleksiyon , sağ ve sol lateral eğilme zorlanması işlemine hazırlanmıştır. Metal silindirik bloklara sabitlenmiş kemikler, iki ucundan test makinasının çenelerine bağlanarak teste hazır hale getirildi. Uygulanan kuvvet ve moment altında her bir seviyedeki deplasman ve açısal değişimin ölçülmesi için her bir seviyede kemik üzerine düzlem oluşturacak şekilde üç adet infrared yansıtıcı marker yerleştirildi.(Resim 3) Toplam üç seviyedeki açısal değişim ve deplasmanların sabit alt konuma ve birbirlerine göre ölçülmesi amaçlandığından her bir seviyeye üçer adet olmak üzere her bir test numunesine toplam 9 marker yerleştirildi. Ayrıca üniversal test cihazına bağlı olan alt sabit silindirik blok üzerine de üç adet marker yerleştirildi. Raylar üzerinde hareketli üst silindirin basma kuvveti uygulanması esnasında hareketinin ölçülebilmesi için bu silindire de üç adet marker yerleştirildi. Alt sabit metal pota, özel olarak eğilme momenti ve burulma momenti ölçebilen bir transduser olacak şekilde yapıldı.(Resim 4) Bu sayede test cihazindan uygulanan kuvvet sonucunda sistemde ortaya çıkan eğilme ve burulma momentleri de yükleme ile eş zamanlı olarak kaydedildi.

Resim 2. MTS 858 MiniBionix II

Resim 1. PVC boruya sabitlenmiş deneye hazır örnek

Resim 4. Marker yapıştırılmış ve sisteme yerleştirilmiş örnek

Resim 3. Marker yerleştirilmiş örnek

128

Örnekler basma yükü uygulanarak raylı sistem yardmıyla sırasıyla ekstensiyon, fleksiyon , sağ ve sol lateral eğilme işlemine hazırlandı. Metal silindirik bloklara sabitlenmiş kemikler, iki ucundan test makinasının çenelerine bağlanarak teste hazır hale getirildi. Bu infrared yansıtıcı markerlar yardımıyla iki kameraya sahip üç boyutlu optik deplasman analiz sistemi (QUALISYS A.B., two MCU240 Cameras) ile üç boyutlu koordinat sisteminde stereofotometrik yöntem kullanılarak oluşan yerdeğiştirmeler ve açısal sapmalar hesaplandı.(Resim 5) Her bir testen önce yüksüz durum (zero position) sırasında markerların pozisyonları için kalibrasyon yapıldı. Bu kalibrasyondan teste öncelikle iki kez basma yükü örnekteki yer değiştirme miktarı 30 mm.ye ulaşana kadar verildi. Üçüncü uygulamada markerlardan alınan değerler kaydedildi. Üçüncü test sırasında markerlardan değerler kaydedilmeye başlanıldı. Test sırasında böyle bir uygulama yapılmasının nedeni örnek kolondaki boşlukların alınması amacını taşımaktadır. Üniversal test cihazından kuvvet uygulanması sırasında markerlardan alınan koordinat değerleri, kuvvet miktarı ve eğilme momenti değeri otomatik olarak eş zamanlı bilgisayara kaydedildi.(Resim 6) Bütün örnekler için tüm testler örnek kemiklerin aynı deplasman değeri ve eğilme momenti değerine kadar sürdürüldü. Elde edilen kuvvet-koordinat ve moment-koordinat değerleri ile her bir operasyon ve örnek için deplasman değerleri ile açısal değişimler belirlendi.

Hazırlanan örnekler önce fleksiyon, ekstansiyon, sağ ve sol yana eğilme

hareketlerinin maksimal yüklenme düzeyinin ve elastik bölgenin saptanması için kullanıldı;(kontrol grubu) daha sonra aynı örneklere sırasıyla

A) Tek mesafe (C4-5) diskektomi yapıldı , servikal disk protezi yerleştirildi. Fleksiyon, ekstansiyon, sağ-sol yana eğilme hareketleri yapıldı.

B) Servikal disk protezi çıkarılarak aynı mesafeye servikal plak ile füzyon yapıldı. Fleksiyon, ekstansiyon, sağ-sol yana eğilme hareketleri yapıldı.

C) Aynı örnekte C5-6 diskektomi yapılarak bu mesafeye ikinci servikal disk protezi kondu. Bir üst mesafedeki plak sökülerek buraya da servikal disk protezi yerleştirildi. Fleksiyon, ekstansiyon, sağ-sol yana eğilme hareketleri yapıldı.

D) Son olarak her iki mesafedeki disk protezleri sökülerek iki mesafeye de anterior servikal plak ile füzyon yapıldı. Fleksiyon, ekstansiyon, sağ-sol yana eğilme hareketleri yapıldı.

Resim 5. Üç Boyutlu optik deplasman analiz sistemi ve test cihazına bağlanmış örnek

Resim 6. Yükleme, optik ölçüm ve veri toplama ve kaydetme sistemi

129

SONUÇLAR: Numunelerden 4 numaralı boyun için sonuçlar bir örnek olması açısından aşağıda verilmiştir. Burada, TSD: Tek Seviye plak, TSD: Tek Seviye disk protezi, CSP: Çift Seviye plak CSD: Çift Seviye disk protezi uygulamasını göstermektedir. Aynı şekilde, Base/C5 : Potaya Gömülü alt omur ile C5 seviyeleri arasında karşılaştırılan değerleri, C5 /C4 : 4. ve 5. seviye omurları arasındaki karşılaştırılan değerleri, C4/C3 : 3. ve 4. seviye omurları arasındaki karşılaştırılan değerleri, C3 / HEAD : 3. ve potaya gömülü üst omur seviyeleri arasındaki karşılaştırılan değerleri, “Oransal Esneklik” (rijitlik -stiffness) açısından ifade etmektedir. Bu oran ölçülen koordinat değerlerinden hesaplanan düzlemsel yer değiştirmeler ile ölçülen eğilme momentinin oranı olarak belirlenmiştir. Aşağıda sadece 4 nolu örnek için bulunan bu değerler tablolar halinde görülmektedir. (Tablo-1a,1b,1c,1d ve Tablo-2a, 2b,2c, 2d)

130

Base Bending Moment

BASE/C5 C5/C4 C4/C3 C3/HEAD

-0.115 0.6 0.4 0.3 0.51.295 -10.2 -16.8 -22.3 -27.1

-0.090 0.5 0.1 0 0.12.275 -8.1 -16.1 -20.4 -26.6

-0.075 0.4 0.1 0.3 0.30.245 -5.4 -10.9 -20.1 -24.3

-0.085 1.1 0.5 0.2 0.31.415 -11.9 -16.9 -20.8 -25.5

-0.100 0.6 0.4 0.6 0.6-0.225 -3.3 -14.4 -24.2 -27

BOYUN_4_CSP

BOYUN_4_CSD

BOYUN_4_TSP

BOYUN_4_TSD

EXTANSION

BOYUN_4_KONTROL

Tablo-1a: Ekstansiyon hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme miktarları

Boyun 4 BASE/C5 C5/C4 C4/C3 C3/HEADKONTROL 7.66 12.20 16.03 19.57TSP 3.64 6.85 8.63 11.29TSD 18.13 34.38 63.75 76.88CSP 8.67 11.60 14.00 17.20CSD 31.20 118.40 198.40 220.80

Tablo-2a: Ekstansiyon hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme

miktarlarının oransal sonuçları

Base Bending Moment


0.030 -0.3 -0.8 -1.2 -1.3-14.315 10.7 16.4 24.3 24.2

0.020 -0.7 -0.5 -0.8 -0.5-14.025 11.1 16.8 21 21.4-0.020 -0.5 -0.2 -0.1 -0.3

-17.700 9.8 13.1 17.3 17.80.030 0.2 0.2 -0.5 -0.4

-11.320 10.2 13.2 16.3 18.40.010 -0.8 -0.9 -0.6 -0.3

-7.350 11.5 8.8 20.1 22

BOYUN_4_CSP

BOYUN_4_CSD

BOYUN_4_TSP

BOYUN_4_TSD

FLEXION

BOYUN_4_KONTROL

Tablo-1b: Fleksiyon hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme miktarları


Tablo-2b: Ekstansiyon hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme miktarlarının oransal sonuçları

Base Bending Moment


-0.070 0.2 0.4 0.1 0.52.440 -4.3 -13.8 -23.8 -31.7

-0.105 0.1 0.6 0.7 0.83.230 -9 -18.4 -22.3 -28

-0.120 0.7 0.4 0.5 0.32.680 -7.1 -13.4 -22.2 -26.6

-0.100 0.4 0.5 0.7 0.22.725 -9.5 -19.2 -20.6 -27

-0.080 0.5 1.1 0.2 0.61.710 -10.2 -18.6 -24.5 -29.6

RIGHT_LATERAL

BOYUN_4_KONTROL

BOYUN_4_TSP

BOYUN_4_TSD

BOYUN_4_CSP

BOYUN_4_CSD

Tablo-1c: Sağa eğilme hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme miktarları


Tablo-2c: Sağa Eğilme hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme miktarlarının oransal sonuçları

Base Bending Moment


0.035 -1.1 -0.9 -0.6 -0.7-5.130 10 19.2 25.8 26.80.045 -1.6 -0.8 -0.3 -0.7

-3.820 10.9 21.5 25.5 27.40.020 -0.4 -0.3 -0.4 -0.6

-6.410 9.5 17.9 21.8 250.020 -0.2 -0.4 -0.8 -1.1

-3.000 11.6 19.9 23.1 25.50.045 -0.6 -0.3 -0.2 -0.3

-3.350 9.2 20.6 28 30.6

LEFT_LATERAL

BOYUN_4_KONTROL

BOYUN_4_TSP

BOYUN_4_TSD

BOYUN_4_CSP

BOYUN_4_CSD

Tablo-1d: Sola eğilme hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer değiştirme miktarları


Tablo-2d: Sola Eğilme hareketinde 4 nolu örnek için Eğilme momenti değerleri ve yer

değiştirme miktarlarının

131

Base / C5 Seviyesi - Ekstansiyon

0.00

20.00

40.00

60.00

80.00

100.00

120.00

140.00

160.00

180.00

200.00

KONTROL TSP TSD CSP CSDAmeliyat Tipi

Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2Boyun 3

Boyun 4

C5 / C4 Seviyesi - Ekstansiyon

0.00

50.00

100.00

150.00

200.00

250.00

300.00

350.00

400.00

450.00

500.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

C4/ C3 Seviyesi - Ekstansiyon

0.00

100.00

200.00

300.00

400.00

500.00

600.00

700.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3Boyun 4

C3/ Head Seviyesi - Ekstansiyon

0.00

100.00

200.00

300.00

400.00

500.00

600.00

700.00

800.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

Resim 7.Ekstansiyon hareketinde farklı seviyeler arasındaki oransal Esneklik (stiffness) değerleri

Base / C5 Seviyesi - Fleksiyon

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

C5 / C4 Seviyesi - Fleksiyon

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

C4 / C3 Seviyesi - Fleksiyon

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

C3 / HEAD Seviyesi - Fleksiyon

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1Boyun 2

Boyun 3Boyun 4

Resim 8.Fleksiyon hareketinde farklı seviyeler arasındaki oransal Esneklik (stiffness) değerleri

132

Base / C5 Seviyesi - Sağ Lateral

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00

7.00

8.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2Boyun 3

Boyun 4

C5/ C4 Seviyesi - Sağ Lateral

0.00

2.00

4.00

6.00

8.00

10.00

12.00

14.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

C4/ C3 Seviyesi - Sağ Lateral

0.00

5.00

10.00

15.00

20.00

25.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3Boyun 4

C3/Head Seviyesi - Sağ Lateral

0.00

5.00

10.00

15.00

20.00

25.00

30.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

Resim 9.Sağ yana eğilmede farklı seviyeler arasındaki oransal Esneklik (stiffness) değerleri

Resim 10.Sol yana eğilmede farklı seviyeler arasındaki oransal Esneklik (stiffness) değerleri

Base / C5 Seviyesi - Sol Lateral

0.00

1.00

2.00

3.00

4.00

5.00

6.00

7.00

8.00

9.00

10.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2Boyun 3

Boyun 4

C5 / C4Seviyesi - Sol Lateral

0.00

2.00

4.00

6.00

8.00

10.00

12.00

14.00

16.00

18.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3Boyun 4

C4 / C3Seviyesi - Sol Lateral

0.00

5.00

10.00

15.00

20.00

25.00

30.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1

Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

C3/ Head Seviyesi - Sol Lateral

0.00

5.00

10.00

15.00

20.00

25.00

30.00

35.00


Ora

nsal

Esn

eklik

Boyun 1Boyun 2

Boyun 3

Boyun 4

133

Tartışma: Ölçülen momentler ve her seviye için ölçülen koordinatlardan hesaplanan düzlemsel yer değiştirmelerin oranı ile oluşturulan esneklik oranı yardımıyla farklı ameliyat tekniklerinin karşılaştırılması sonucunda, stabilite açısından çok anlamlı farkların oluşmadığı görülmektedir.Bu sonucun nedeni, denek sayısının az olmasının (4 adet) yanısıra aynı zamanda kullanılan omurga sisteminde kas yapıların büyük bir kısmının temizlenmiş olması nedeniyle omurga sisteminin doğal stabilitesinin tamamiyle bozulmuş olması da olabilir. Gelecekte yapılacak çalışmada, yükleme sisteminde sadece moment ve yerdeğiştirmelerin ölçülmesinin yanısıra disk içi basınçların da ölçülmesi ve omurga sisteminin olabildiğince doğal haliyle deneylerin yapılması ve denek sayısının mümkün olduğu sayıda arttırılması uygun olacaktır.

KAYNAKLAR

1. Robinson RA, Smith GW. Anterolateral cervical disc removal and interbody fusionfor cevikal disc syndrome. Bull John Hopkins Hospital 96:223-224, 1955

2. Cloward RB . Anterior approach for removal of ruptured cevical discs. J Neurosurg 15:602-617,195 3. Grundy P, Nelson RJ : The long term outcome of anterior cervikal discectomy and fusion J Bone Joint Surg BR (suppl II) :102,2002 4. Hillbrand AS, Carlson GD, Palumbo MA, et al: Radiculopaty and myelopathy at segments adjacent to the side of a previous anterio cervical artrhodesis. J Bone Joint Surg AM 81: 519-529, 1999 5. Baba H , Furusava H, Imura S ,et al: Late radiographic findings after anterior cervical fusion for spondylotic myeloradiculopaty. Spine 18 :2167-2173, 1993 6. Cherubino P, Benezzo F, Borremeo U, et al: Degenerative arthritis of the adjacent spinal joints fallowing anterior cervical fusion: clinicoradiolagic and statiscial correlations. Ital. J Ortoph Traumotol 16: 533-543, 1990 7. Zdeblick TA, Cooke ME, Wilson D : Anterior cervical discectomy, fusion and plating. A comparative animal study. Spine 18: 1974-83, 1993 8. Cain CCMJ, Fraser RD: Bony and vascular anatomy of the normal cervical spine in the sheep. Spine 20: 759-65, 1995 9. Wilke HJ, Kettler, Claes LE: Are sheep spines a valid biomechanical model for human spines? Spine 22: 2365-74, 1997 10. Ehni B, Ehni G, Patterson RH: Extradural spinal cord and nerve root compression from benign lesions of the cervical area. In Youmans JR (ed) Neurological Surgery 3rd ed, 1990, W.B.Saunders, Vol 4, pp2878-2917 11. Hoff JT, Papadopoulos SM: Cervical disc disease and cervical spondylosis: In Wilkins RH, Rengachary SS (eds) Neurosurgery 2nd ed, 1996, McGraw-Hill, Vol 3, pp3765-74. 12. Hood T, Hoff J: Anterior operative approaches for benign extradural cervical lesions. In Youmans JR (ed) Neurological Surgery 3rd ed, 1990, W.B.Saunders, Vol 4, pp2923-37. 13 Robinson RA, Smith GW: Anterolateral cervical disc removal and interbody fusion for cervical disc syndrome. John Hopkins Hosp. Bull. 96: 223-24, 1955. 14. Sanan A, Rengachary SS: The history of spinal biomechanics. Neurosurgery 39: 657-68, 1996.

134

135


İNSAN VÜCUDUNDAN ÇIKARILAN 3 TİP 316L MALZEMESİNİN DIŞ YÜZEY ANALİZİ

Nafel DOĞDU* Ahmet ÇOŞGUN* Ali Şükrü ONURAL* Turgay ÇOŞGUN**

Ahmet KORKMAZ***

*Akdeniz Üniversitesi Teknik Bilimler Meslek Yüksekokulu,Kampus / ANTALYA **İstanbul Üniversitesi Mühendislik Fakültesi Avcılar / İSTANBUL

***Akdeniz Üniversitesi Tıp Fakültesi Hastanesi Kampus /ANTALYA

İletişim: [email protected], [email protected], [email protected], [email protected]

1.GİRİŞ

Günümüzde büyük ilerlemelerin kaydedildiği bilim dallarından biri olan biyomalzeme biliminde, biyolojik sistemlerle etkileştiğinde uyum sağlayabilecek yeni malzemelerin geliştirilmesi için yoğun çaba harcanmaktadır. Biyomalzemeler, insan vücudundaki canlı dokuların işlevlerini yerine getirmek ya da desteklemek amacıyla kullanılan doğal ya da sentetik malzemeler olup, sürekli olarak veya belli aralıklarla vücut akışkanlarıyla temas ederler.

Bilimsel anlamda yeni bir alan olmasına karşın, uygulama acısından biyomalzeme kullanımı tarihin Çok eski zamanlarına kadar uzanmaktadır. Mısır mumyalarında bulunan yapay göz, burun ve dişler bunun en güzel kanıtıdır. Bronz ve bakırın kemik implantlarında kullanımı, M.Ö.’ ye kadar gitmektedir. Bakır iyonunun vücudu zehirleyici etkisine karşın 19. yüzyıl ortalarına kadar uygun malzeme bulunmadığından bu implantların kullanımı devam etmiş, 19. yüzyıl ortasından ihtibaren yabancı malzemelerin vücut içerisinde kullanımına yönelik çiddi ilerlemeler kaydedilmiştir.Örneğin 1880’de fildişi prosesler vücuda yerleştirilmiştir.

İlk metal protez vitalyum alaşımıda 1938’de üretilmiştir.1960’lara kadar kullanılan protezler metal korozyona uğradığından çiddi tehlikeler yaratmıştır.1972 alumina ve zirkonya isimli iki seramik yapı herhangi bir biyolojik olumsuzluk yaratmaksızın kullanılmaya başlanılmış ancak inert yapıdaki bu seramikler dokuya bağlanamadıklarından çok çabuk zayıflamışlardır. İlk başarılı sentetik implantlar iskeletteki kırıkların tedavisinde kullanılan kemik plakaları idi. Bunu 1950’lerde kan damarlarının değişimini ve yapay kalp vanalarını geliştirilmesi 1960’larda da,kalça protezleri izlemiştir.

Kristal yapıları ve sahip olduklar güçlü metalik bağları nedeniyle üstün mekanik özellikler taşıyan metal ve metal alaşımlarının biyomalzeme alanındaki payı büyüktür.

İnsan vücudundaki akışkan,su, çözünmüş oksijen,klorür ve hidroksit gibi çeşitli iyonlar içerir. Bu nedenle, insan vücudu biyomalzeme olarak kullanılan metaller için oldukça korozif bir ortamdır. Malzeme korozyon sonucu zayıflar ve korozyon ürünleri doku içerisine girerek hücrelere zarar verirler.



mailto:[email protected], [email protected]

mailto:[email protected], [email protected]

136

Biyouyumlu olan malzemeler, biyouyumlu olarak adlandırılır ve biyouyumluluk;

uygulama sırasında malzemenin vücut sistemine uygun cevap verebilme yeteneği olarak tanımlanmıştır. Biyouyumluluk, bir biyomalzemenin en önemli özelliği biyouyumlu yani vücutla uyuşabilir bir malzeme, kendisini çevreleyen dokuların normal değişimlerine engel olmayan ve dokuda istenmeyen tepkiler(iltihaplanma,pıhtı oluşumu vb.) meydana getirmeyen malzemelerdir [1].

Bu çalışmada; insan vücudunun humerus bölgesinden çıkarılan 3 tip 316L paslanmaz çelik malzemenin dış yüzeylerindeki kalıntı maddeleri ile yüzeylerin durumu SEM(Taramalı Elektron Mikroskobu) ile test edilerek, dış yüzeyleri bakımından biyouyumlu olup olmadığı araştırılmıştır. Ayrıca biyouyumluluğu arttırmak için ne tip malzemeler kullanılması gerektiği konusunda tavsiyelerde bulunulmuştur. 2. MATERYAL VE YÖNTEM

Çalışmada kullanılan 316L(ostenitik) tipi numuneler (protezler) ortalama yaşları 30 olan 3 erkek hastadan çıkarılmıştır. Numuneler ortalama 2 yıl humerus bölgesinde kalmıştır.

316L malzemesinin araştırılmasının nedeni; maliyetinin uygun olması , piyasadan kolay elde edilebilmesi amacıyla hastalar üzerinde en çok kullanılan malzeme olmasıdır. Kullanılan 316L malzemesinin özellikleri

316L yaygın kullanılan paslanmaz çelik olarak bilinir. “L”, karbon içeriğinin düşük olduğunu belirtmek için kullanılmıştır[1]. Bu çeliğin kimyasal bileşimi aşağıdaki taploda verilmiştir. Tablo 1. 316L malzemesinin bileşimi Element Bileşim(%) C 0,03 max Mn 2,00 max P 0,03 max S 0,03 max Si 0,75 max Cr 17,00-20,00 Ni 12,00-14,00 Mo 2,00-4,00 Fe %(60-65) ASTM Standartlarına göre bulunması gereken ağırlıkça element yüzdeleri(American Society for Testing and Materials) [2]. Tablo 2. 316L malzemesinin mekanik özellikleri [3].

Çekme dayanımı(Mpa) min

Akma dayanımı % 0,2 prof

(Mpa) min

Uzama % 50 mm

min

Rockwell B(HRB)

max

Brinell(HB) max

485 170 40 95 217

137

Tablo 3. 316L malzemesinin fiziksel özellikleri [3]. Yoğunluk(kg/m3) Esneklik

katsayısı (Gpa)

Isıl genleşme katsayısı μm/m/0C

Isıl iletkenlik katsayısı

Özgül ısı elektrik direnci

0-1000C

0-3150C

0-5380C At 1000C At

5000C 0-100J/kgK nΩ.m8000 193

15,9 16,2 17,5 16,3 21,5 500 740

Metalik biyomalzemelerin gelişim süreci Gelişim sürecine baktığımızda 316L malzemesinin yeri ;

Şekil 1. Metalik biyomalzemelerin gelişim süreci [4]. Numunelerin dış yüzey analizleri her bir malzemenin değişik bölgelerinden ikişer adet olmak üzere SEM ile yüzey yapısı incelenerek test sonucu oluşan Mikro yapı aşağıda gösterilmiştir.

Korozyon direnci

Gerilim ve yorulma dirençleri

316L 1.4441 REX 734 Ni-free

CrMn MoN

138

Şekil 2. Akdeniz üniversitesi tıp fakültesi SEM laboratuvarı

(a)

Şekil 3.Numune (1) malzemesinin SEM görüntüsü

(a) (b) Şekil 4. Numune (2) malzemesinin SEM görüntüsü

139

(a)

Şekil 5. Numune (3) malzemesin SEM görüntüsü Şekil 6. Vücudun humerus bölgesi Bulgular Şekil 6’da vücudun humerus bölgesi gösterilmektedir. Şekil 5’de ise SEM laboratuvarın da bütün numunelerin yüzey kısımlarından alınan iki adet ölçümde bütün numunelerin yüzeylerinde doku ve kan kalıntısı görülmektedir. Korozyondan ötürü ise numunelerin yüzeyinde kraterler ve korozyon delikleri görülmektedir. Numunelerde paslanmaz çeliklerde görülen yerel korozyon şekilleri görülmektedir. 3. SONUÇ Biyomalzemelerin yerine getirmesi gerekli koşullar, tıbbi cihaz tasarımcıları tarafından tam olarak bilinmelidir. Üretim süreci esnasında biyouyumluluk, biyomekanik,yüzey koşulları, malzemenin aşınmaya karşı direnci ve çalışabilirliği göz önünde tutulmalıdır. Özellikle 316L tipi paslanmaz çelikler geniş kullanım alanlar için üretilmektedir[5]. Geliştirilen yeni ise alaşımlar giderek daha karmaşık hale gelmiştir. Ni-free.CrMnMoN Çelikler kısa zamanda piyasada farklı ebatlarda bulunur hale gelecektir. Metalik biyomalzemelerin geleceği cerrahlar, tıp sanayi,üniversite ve araştırma merkezleri ile malzeme üreticileri arasında yakın bir işbirliği ile başarıyı getirecektir [4].

140

Araştırmamız da; ölçüm sonuçları 316L malzemesinin humerus bölgesinde daha uzun kalması durumunda vücutla etkileşimi artacak ve daha fazla malzeme aşınmasına yol açacaktır. Humerus bölgesi için önerilen ve vücutla uyum gösteren REX 734 ,CoCr28Mo6,Co-Ni-Cr-Mo,TiAl6V4,TiAl6Nb7 metalik alaşımlı malzemelerin kullanılması önerilmektedir [4]. Bu sayede malzemede korozyon direnci azalır ve malzemenin vücuda olan zararı en aza iner. 4.KAYNAKLAR [1] Gümüşderelioğlu M., “Metalik Biyomalzemeler” , Bilim ve Teknik, Temmuz 2002. [2] American Society for Testing and Materials,1992, F139-86, p 61. [3] www.azom.com, Stainless Steel - Grade 316L – Properties, Fabrication and Applications [4] Materials for Medical Engineering , Euromat-Volume 2. [5] Joon B. Park, “Metallic biomaterials”,University of Iowa.

141


YAPAY KALP KAPAKCIĞI ÜRETİMİ AMACIYLA FARKLI İYON İMPLANTASYON YÖNTEMLERİ İLE İŞLENMİŞ CAMSI POLİMERİK KARBON YÜZEYLERİNE HÜCRELERİN TUTUNMA ÖZELLİKLERİ

1S. İsmet DELİLOĞLU GÜRHAN, 2Feyzan ÖZDAL KURT, 3B. Hakan ŞEN,

4Robert ZIMMERMAN, 4Dariush ILA

1E.Ü. Mühendislik Fak. Biyomühendislik Bölümü, 35100 Bornova İZMİR. 2C.B.Ü. Fen Edebiyat Fak. Biyoloji Böl. MANİSA.

3E.Ü. Diş Hekimliği Fak. Endodonti AD., 35100 Bornova İZMİR. 4Alabama A&M University Research Institute, P.O. Box 313, Department of Physics, Normal,

Alabama 35762-0313, USA.

Biyomalzemeler (biyomateryal), insan vücudundaki canlı dokuların işlevlerini yerine getirmek ya da desteklemek amacıyla kullanılan doğal ya da sentetik malzemelerdir. Bir başka deyişle, tanı ve tedavi süresince kan, doku veya biyolojik sıvılarla etkileşimde bulunan sentetik veya doğal kökenli herhangi bir materyal biyomateryal olabilir. Sürekli olarak veya belli aralıklarla vücut akışkanlarıyla (örneğin kan) temas ederler.

Biyomalzemeler doğal yada yapay olabilirler. Her iki kaynağın da avantaj ve dezavantajları bulunmaktadır. Uygulama öncesi bu özellikler dikkatle incelenmeli ve değerlendirilmelidir. Doğal biyomalzemeler hastanın kendisine ait olabileceği gibi bir başka canlıdan veya doğal kaynaktan sağlanabilirken sentetik biyomalzemeler metal, seramik veya polimerik yapılardır. Biyomedikal alanda biyomalzemeler, ortopedik sağaltım çalışmalarından diş hekimliğine ve çeşitli yapay doku ve organ oluşturulmasına kadar uzanan oldukça geniş bir kullanım alanına sahiptir ve teknolojinin gelişmesine paralel olarak gün geçtikçe daha da yaygın bir şekilde kullanılacaklardır.

Polimerler, en basit tanımıyla monomer denilen küçük moleküllerin birbirlerine eklenmesiyle oluşan uzun zincirli doğal sonucu olarak büyük molekül ağırlıklı bileşiklerdir. Kimyasal yada biyolojik yöntemlerle elde edilebilirler. Biyomedikal alanda çokça kullanılırlar. Temelde polimerler, kırık fiksasyonu, kemik replasmanı, kıkırdak onarımı, bağların ve tendonların fiksasyonu ile kontrollü ilaç salınımı için kullanılmaktadır. Tip, kompozisyon, yüzey geometrisi, kimyasal yapı, porozite ve bozunma hızı gibi özellikler materyalin doku ile etkileşimini belirler. Hidrofilik polimerler hücre yapışması ve büyümesi için yüzey modifikasyonu gerektirirler. Polimerlerin bozunma hızı in vivo ortamda in vitro ortamdan daha yavaştır.

Camsı polimerik karbon (GPC), grafitik yapıların rasgele düzenlenmiş tabakalarında karbondan yapılmış amorf organik polimerik materyaldir. Kimyasal olarak inertdir ve bu nedenle biyomateryal olarak kullanılmaya elverişlidir. Biyouyumluluğu, çeşitli yöntemlerle ve bu arada iyon bombardımanı ve plazma muamelesi işlemleri ile de iyileştirilebilir (Rodrigues, et al, 1996).

http://tr.wikipedia.org/w/index.php?title=Monomer&action=edit

http://tr.wikipedia.org/wiki/Molek%C3%BCl

142

İyon implantasyonunun biyomalzeme hazırlanmasında getirdiği avantajlar arasında;

malzemenin bütünlüğünü bozmaksızın yüzey aşınmasına ve korozyona karşı direncini arttırmak, yüzey sertliğini arttırmak, yüzey pürüzlülüğünü istenilen şekilde değiştirebilmek, sürtünme ve kayganlığını istenilen şekilde azaltılıp artırabilmek, ıslaklığını istenilen şekilde artırılıp azaltabilmek, ısı iletkenliğini istenilen şekilde değiştirebilmek, elektrik ve manyetik özelliklerini istenilen şekilde değiştirebilmek, yüzeylerde kimyasal bileşikler ve alaşımlar oluşturabilmek, ultraviyole geçirgenliğini azaltabilmek, yüzey porozitesini istenilen şekilde düzenleyebilmek, yüzeylerde özel yapı düzenlemeleri oluşturabilmek, biyo uyumluluğu artırabilmek, antibakteriyel özellik kazandırabilmek ve canlıları mutasyona uğratabilmek (tohumlar implante edilerek) gibi avantajları vardır. İyon implantasyonunda, kaplamalarda görülen dökülme kesinlikle olmaz, implantasyon işleminden sonra yüzeyde belirgin bir renk farklılığı oluşmaz, yüzey su tutmaz ve korozyona dayanıklı hale gelir. Antibakteriyel ve antifungal özelliğinden dolayı iyon implantasyonu ile yüzeye nano ölçekte ışınlanan Ag ve Ag+N nano partiküller metal, plastik, boya ve her çeşit malzemede kullanılabilir. Gene aynı yöntemle temas açısı değiştirilerek her tür malzeme yüzeyinde istenilen şekilde hidrofobik ve hidrofilik yüzeyler elde edilebilir. Hücre-yüzey ilişkileri

Doku iskelesi yapay bir "hücre dışı matris" (ECM) olarak düşünülebilir. ECM, hücreler için fiziksel destek sağlamasının yanı sıra, hücre gelişmesi, farklılaşması ve işlevleri açısından önemli role sahiptir. Yeni doku geliştikten ve hücreler ECM oluşturabilecek kapasiteye ulaştıktan sonra iskeleye ihtiyaç duyulmaz. Bu nedenle iskelenin biyobozunur bir malzemeden yapılması ve gerçek doku mikroçevresine benzer olarak 3 boyutlu yapıda inşa edilmesi gerekir. ECM – polimerik ağ yapısı fibröz proteinler, kollajenler, elastin, fibrin, fibronektin, laminin, hidrofilik proteoglikanlar, iyonlar ve su moleküllerinden oluşur. Polimerle etkileşime giren ilk hücreler genel olarak mezenşim kökenlidir. Mezenşimal hücreler ECM’ de kollajene tutunabilmek için fibronektini kullanırlar. Fibronektine yüksek oranda bağlanan doku transglutaminazı son yıllarda polimerin biyouyumluluğunu arttırmak için yüzey kaplamalarda kullanılmaktadır. Integrinler mezenşimal hücrelerde biyolojik yanıtı başlatan küçük ECM proteinleridir.

Canlı dokuya yerleştirilen tüm malzemeler, bu dokudan tepki alırlar. Bu tepki doku-implant ara yüzeyinde oluşur ve çeşitli faktörlere bağlıdır. İmplant malzemeye olan doku cevabı; 1) Kan ile temas eden materyallerde kan uyumluluğu, 2) Biyomühendislikte çeşitli materyalin üretim substratı olarak veya gen ekspresyonunun, hücre proliferasyonunun ve transformasyonun kontrol mekanizmasını incelemek amacıyla kullanılmaktadır. Hücreler toksisite karşısında materyale cevap olarak gözlemlenebilen değişiklikler gösterirler (Örn. Hücresel komponentlerin görünüşünde ve boyutunda değişme veya konfigürasyonlarında dağılma) (Mitchell, 2002).

Hücrelerin kültür yüzeyine tutunması hücre-yüzey ilişkisinin ilk basamağıdır. Hücrelerin proliferasyonu ancak hücreler yüzeye bağlandıktan sonra başlayabilir. Öncelikle, bağlanma faktörlerinin kültür yüzeyine adsorpsiyonu gerçekleşir. Hücreler ile yüzey arasında temas oluşur, ardından hücreler yüzeye bağlanır ve son aşamada yayılırlar. Hücrelerin yüzeye bağlanabilmesi için divalent katyonlar ve proteinler gereklidir. Bunlar kültür ortamı içinde ya da kültür yüzeyinde bulunmalıdır. Divalent katyonların ve proteinlerin yokluğunda hücreler kültür yüzeyine ancak non-spesifik adsorpsiyonla bağlanabilirler. Bu non spesifik etkileşimler; van der Waals kuvvetleri, elektrostatik kuvvetler ve sterik stabilizasyon

143

tarafından oluşturulur. Bu kuvvetlerin ortaya çıkardığı net etkiyle zayıf bir tutunma meydana gelmektedir. Buradaki kuvvet, yüzeye yeterli bir düzeyde tutunma sağlayacak kadar güçlü değildir. Bu nedenle hücrenin yüzeye tutunmasında, spesifik kuvvetlerle oluşabilecek daha güçlü etkileşimler gerekmektedir. Spesifik etkileşimler ise hücre yüzeyindeki ve bağlanma yüzeyindeki tamamlayıcı moleküller arasında oluşturulan tersinir ve kovalent olmayan bağlarla gerçekleşmektedir. Proteinlerin birçoğu farklı işaretlere sahip olmakla birlikte makroiyonlardır. Antikorlar dışındaki makroiyonların etkilerini açıklayabilmek ise güçtür. Antikorlar ise çok spesifik bağlanma ajanlarıdır.

Bir yüzeye hücre tutunması, hücrenin yayılması ve gelişmesi olaylarının tümü hücre ile destek yüzeyi arasındaki ilişkiye bağlıdır. Yapay bir yüzeyin doğasını göz önüne alınarak, hem fiziksel hem de kimyasal faktörlerin kontrol etkileri belirlenmiştir. Makromoleküler organizasyon, yük yapısı, ıslanabilirlik ve fiziksel form önemli faktörlerdendir. Yüzeyler yük yapılarına göre ele alındığında yüksek enerjili ve düşük enerjili olarak tanımlanmaktadır. Buradaki enerji terimi farklı yapıdaki katı desteklerin yüzey serbest enerjilerini ifade etmekte ve yüzeylerin bilinen kimyasal kompozisyonlarına dayanarak belirlenmektedir. Saf metal yüzeyleri, metalik oksitler ve camlar yüksek enerjili yüzeylerken, organik yüzeyler düşük enerjilidir. Orijinal yüzeylerin enerji düzeyleri fiziksel ve kimyasal muamelelerle değiştirilebilir. Örneğin polistren gibi düşük enerjili yüzeye sahip maddeler, uygun muameleler sonunda yüksek enerjili yüzeylerin özelliklerini kazanabilirler. Hücrelerin yüksek enerjili yüzeylere düşük enerjililerle kıyaslandığında daha kolay bağlandığı gösterilmiştir. Hücrelerin ya negatif ya da pozitif yüklere sahip yüzeylerde kültive edilebildikleri ve hücre tutunması ve yayılmasındaki temel faktörün yüklerin polaritesi değil kültür yüzeyindeki yük yoğunluğu olduğu düşünülmektedir. Hayvan hücrelerinin yüzeyleri negatif yüklüdür ve cam ya da plastik gibi geleneksel kültür yüzeylerinin de negatif yüklü olması iki negatif yüklü yüzey arasında elektrostatik itme meydana gelmesini sağlar. Bu sebeple, hücre ile yüzeyin başlangıçtaki teması iyonik etkileşimler ve protein köprüleriyle sağlanmalıdır. Pozitif yüklü bir yüzeyin varlığında ise hayvan hücresi sadece elektrostatik kuvvet ile yüzeye tutunabilir. Ancak yüzey pozitif yüklü de olsa, negatif yüklü de olsa, hücre ile yüzey arasındaki tutunma mekanizması benzerlik gösterir. Her iki durumda da hücre-yüzey teması fibronektin gibi amfoterik bir protein köprüsüyle ve/veya Ca2+ yada Mg 2+ gibi divalent katyonlarla sağlanır. Biyouyumluluk:

Spesifik bir uygulamada konukçu bireyin materyale karşı uygun cevabı vermesi biyouyumluluk olarak tanımlanmaktadır (Williams, 1999). Bu bağlamda sitotoksisite, genotoksisite, sensitivite, alerjik etkiler, akümülasyon, hemokompatibilite gibi faktörler değerlendirilmelidir. Herhangi bir materyal kan ile temas ettiğinde; damar duvarında morfolojik farklılaşmaların yanında, damar içindeki kan akışında değişimler, kan hücrelerinde hemoliz gibi olumsuzluklar meydana gelebilir. Bunun sonucunda emboli (meydana gelen pıhtının kanlamanın sonlandığı kalp, beyin ve karaciğere ulaşarak kan akımını önlemesi), trombogenisite (kan ile temas eden materyalin pıhtı oluşturabilme eğilimi) görülebilir ki, bunlar yaşamsal öneme sahiptir.

Son yıllarda doğal veya sentetik polimerler, yapay organlar, medikal aletler ve tek kullanımlık biyomedikal uygulamalarda yoğun olarak kullanılmaktadır (Korkusuz, et al, 2003). Bunlar arasında vasküler proteazlar, kan pompaları, dializ kateterleri, intra-aortik balon, kalp kapakçıkları ön sıraları almaktadır. Doğal olarak bu materyalin oluşturulması sırasında biyouyumluluklarının önemi büyüktür. Bu ürünlerde mutlaka antimikrobiyal özellik ve hemokompatibilite aranırken pek çoğunda da hücrelerin yüzeye tutunmasını engellemesi

144

beklenir. Biyolojik yada fiziksel yöntemlerle hazırlanmış olan yapay kalp kapakçıklarında da karşılaşılan en önemli sorun zaman içerisinde kan proteinlerinin ve ardından kan hücrelerinin materyal üzerine tutunması, pıhtı oluşturmasıdır. Bu sorunu gidermek ve uzun süreli, belki de yaşam boyu değiştirilmeksizin başarıyla kullanılabilecek kalp kapakçığı düzeneği geliştirmek amacıyla GPC yapıların yüzey modifikasyonunda gümüş iyonu bombardımanı tekniğinden yararlanılması planlanmış ve ön çalışmalar umut vaat edici sonuçlar vermiştir. Bu çalışmanın kısa özeti aşağıda verilmiştir:

Polimerik karbonlar (PK) organik polimerik sistemlerin geniş spektrumlu karbonizasyonu ile üretilir. Bunlardan bir tip olan camsı PK (CPK) diş implantı, ortopedik biyomateryal ve kalp kapakçığında klinik kullanımı bulunan bir üründür. CPK, gümüşün iyon partikülleri yardımlı depolanması (İPYD) ile yüzeyi işlenebilmektedir (Jenkins, Kawamura, 1976).

Gümüşün ısı yolu ile buharlaştırılması argon atomlarının bombardımanı ile sağlanmaktadır. Bu şekilde her cm2’sinde değişik miktarda atom içeren gümüşlü yüzey elde edilmektedir. Bu ürünlerin klinik kullanımındaki en önemli amaç hücre tutunmasının engellenmesidir. Bu amaç ile bu çalışmada değişik yüzeylerde dizin hücrelerinin implantasyon sonrası tutunma kapasitelerinin engellenmesi için gerekli yüzey yapılarının oluşturulması üzerinde duruldu.

Burada öncelikle, yüzeyin porozitesi değişik CPK yüzeylerine erimiş lityum tuzlarının filtrelenmesi ve lityum miktarı ile belirlendi. İPYD ile gümüş implantasyonu sonrası deneysel olarak belirlenmiş poroziteler karşılaştırıldı. Hücrelerin tutunacağı yüzeyde İPYD sonrası oluşan iyon bombardımanına bağlı farklı derecede gümüşlenmiş alanlara ml’de 500.000 olacak şekilde hücre yerleştirildi. Hücreler 2 saatlik inkübasyonu takiben taramalı elektron mikroskobu (SEM) ile değişik alanlarda tutunan hücrelerin davranışları incelendi.

Gümüş yoğunluğunun fazlalığına bağlı olarak tutunma yeteneğinin azaldığı, hücreler arasında büyük boşluklar oluştuğu görüldü. Tutunmanın fazla olduğu yerlerde hücrenin aktif bir şekilde substrat ile ilişkiye girdiği, artan bir şekilde saçaklanma yaptığı, hücre iskeletinin bu saçaklanmaya oldukça uyumlu bir biçimde davrandığı ve hücrenin saçakları yolu ile diğer hücreler ile ilişki kurmaya çalıştığı görüldü.

Tutunan hücrelerin aktif yayılma ve çoğalma yeteneği ile karşılaştırıldığında gümüş birikiminin çok olduğu alanlarda tutunamayan hücrelerin azalan sayıya bağlı olarak bu yeteneği kaybettikleri sonucuna varıldı. Bu gözlemin iyon bombardımanına bağlı gümüş depolanmasında değişikliğe neden olduğu ve CPK klinik kullanımının hücre davranışına yapacağı etki nedeni ile büyük önem taşıyacağı düşünüldü. Kaynaklar:

1. ISO 10993-1:2003(E), Third edition, 2003-08-01. 2. Jenkins, GM and Kawamura K, Polymeric Carbons-Carbons Fiber. Cambridge

University Press 1976.

145

3. Korkusuz, F, Senköylü, A, Korkusuz, P; (2003). Hard Tissue-Implant Interactions-2: Bone-Ceramic and Bone-Polymer Interactions, Journal of Arthroplasty & Arthroscopic Surgery. 14(2): 109-125.

4. Mitchell, SA, Emmison, N and Shard, AG; (2002). Surface and Interface Analysis. 33 742-747.

5. Rodrigues, MG, Ila, D, Resende, MC, Damião, A and Zimmerman, RL; (1999). Surface Treatment of Glassy Polymeric Carbon Artifacts for Medical Applications. Application of Accelerators in Research and Industry, edited by Jerome L. Duggan and I. L. Morgan, 1066-1069.

6. Rodrigues, MG, Zimmerman, RL, Daryush, I, Willians, EK, Evelyn, L; Surface treatment for Biocompatibility Improvement of Glassy Polymeric Carbon Biomaterials. 99th Meeting of the American Physical Soc. 18-22 March 1996, St. Louis, MO.

7. Williams, DF; The Williams Dictionary of Biomaterials, , 1999, ISBN 0-85323-921-5. 8. Zimmerman, R, Gurhan, I, Muntele, C, Ila, D, Ozdal-Kurt F and Sen, BH; (April

2006). Patterning of Cell Attachment to Biocompatible Glassy Polymeric Carbon by Silver Ion Implantation, Materials Research Society Symposium II, San Francisco,

http://flux.aps.org/meetings/YR99/CENT99/abs/S8540.html#SWC44.096



http://en.wikipedia.org/w/index.php?title=Special:Booksources&isbn=0853239215

146

147


MEDİKAL TEKNOLOJİLER’DE INOVASYONA GIDEN YOL: IRC EGE

Fazilet Vardar SUKAN a,b , Emel Sokullu URKAÇ a,b, Serdal TEMEL b

a EGE Üniversitesi Biyomühendislik Bölümü, 35100 Bornova İZMİR b EGE Üniversitesi Bilim-Teknoloji Uygulama ve Araştırma Merkezi 35100 Bornova İZMİR

Yaşadığımız yüzyılda, teknolojik gelişimin hızındaki artışın ve küreselleşmenin sanayi üzerinde çok önemli etkileri gözlemlenmektedir. Bilindiği üzere, ekonomik küreselleşmenin temelinde, üretimin globalleşmesi bulunmaktadır. Üretimin globalleşmesi ile bir malın üretiminin değişik safhalarını oluşturan araştırma-geliştirme, parçaların hazırlanması, montajı, tamamlanması ve kalite kontrol gibi safhalar bir ülkeyle sınırlı kalmayıp; karşılaştırmalı üstünlüğe bağlı olarak tek bir üretim hattı içinde birden çok ülkeye yayılmaktadır. Böylece, global firmalar etkinlik ve verimliliği ön plana çıkarmakta ve global rekabet koşullarını kendi lehlerine çevirebilmek için sürekli yenilik yapmak ihtiyacı duymaktadırlar. Teknolojideki hızlı değişim ise, küreselleşmeyi hızlandırmış, dünyayı küçültmüş, teknolojik yeniliklerin bir noktadan başka bir noktaya gitmesini neredeyse saniyelere kadar indirmiştir. Bu rekabet ortamında özellikle küçük firmaların, gelişmekte olan ülkelerin ayakta kalabilmesi her geçen gün daha da güçleşmektedir. Rekabetin giderek arttığı bu ortamda, küreselleşmeyi bir fırsata dönüştürebilmek, toplumların bilgi üretme ve bunu inovatif (yenilikçi) yaklaşımlarla teknoloji ve yeni bir ürüne dönüştürebilme becerileri ile orantılı olacaktır.

Kültürel ve toplumsal bir yaklaşım olarak inovasyon: çağdaş gereklere ayak uydurabilmenin ve ilgili sektörlerde başarılı olmanın, fark yaratmanın yolu olup, doğru yenilikleri seçip, geliştirip başarılı bir şekilde uygulayabilmek olarak tanımlanabilir. Ancak, İnovatif (yenilikçi) yaklaşımların gelişmesi ve arzulanan seviyeye ulaşması için öncelikli olarak inovasyon kültürü ve yaklaşımının yurt sathına yayılarak toplum tarafından bir yaşam tarzı benimsenmesi sağlanmalıdır. Herhangi bir ülkenin inovasyondaki yetkinliği, yalnızca, bilim ve teknolojiyi ekonomik ya da toplumsal bir faydaya dönüştürmede göstereceği beceriye değil; bununla birlikte, bilim ve teknolojinin kendisini de üretmede göstereceği başarıya bağlı olduğu artık tüm gelişmiş toplumlarca kabul edilmiş bir olgudur. Yeniliğin temel girdi maddesi bilgi olduğundan, yeniliğin ve teknolojinin ana kaynağı olan bilgiye ulaşımın kolaylaştırılması atılacak ilk adımı oluşturmaktadır. Bu gerçekleştikten sonra, İnovasyon bu bilgilerin yeni bir ürün ve sisteme dönüşmesi şeklinde doğal olarak gelişecektir.

Bunu başarmak, araştırma geliştirme (Ar-Ge) çalışmalarına en üst düzeyde önem vermeyi, gerekli laboratuar ve araştırmacı alt yapısını sağlamayı öncelikle gerekli kılmaktadır. Ar-Ge zaman alıcı olduğu kadar yüksek maliyetlere de sahiptir. O nedenle, büyük ölçekli sanayi kuruluşları da dışarıdan Ar-Ge desteği almakta, başka bir anlatımla bazı çalışmalarını dış kuruluşlara yaptırmaktadırlar. Küçük ve orta ölçekli sanayi kuruluşlarının böyle bir yatırımı yapabilmesi oldukça güç görülmektedir.

Diğer yanda, bilginin üretildiği yerlerin başında üniversiteler ve araştırma merkezleri gelmektedir. Üniversite-sanayi ortak projelerin geliştirmesi ve bilgi üretilen merkezlerle, bilgiyi uygulamaya sokan odakların yakın ilişkisi ile mümkün olabilmektedir. Üniversiteler

148

ve araştırma kurumları, çeşitli alanlarda nitelikli laboratuarlara sahip oldukları gibi, aynı zamanda, konularında uzman araştırmacıları da istihdam etmektedirler. Tüm bunlar, bir ülkenin Ar-Ge yetenekleri düzleminde önemli bir zenginlik ve güçdür.

Bilginin üretilmesi, bunun teknoloji ve yeni bir ürüne dönüştürülmesinde sanayi kuruluşlarının Ar-Ge çalışmalarına gereken önemi vermesi ve “Üniversite-Sanayi İşbirliği” nden üst düzeyde yararlanması en iyi yöntem olarak ortaya çıkmaktadır. Üniversite ile sanayi arasında bilgi akışının hızlandırılması, üniversitelerde çalışan uzmanların sanayi projelerinde yer almaları ve sanayi kuruluşları ile birlikte proje geliştirmeleri, farklı mekanizmalar ile çok yaygın bir şekilde teşvik edilmelidir.

Ege Üniversitesi Bilim Teknoloji Uygulama ve Araştırma Merkezi (EBİLTEM) 1994 yılında bu amaçla kurulmuş, yurtiçi ve yurtdışı kuruluşlarla iletişim içinde, gerek üniversiteye gerekse sanayiye yönelik Ar-Ge proje destekleri sağlayan bir profesyonel proje üretim merkezi ve danışmanlık birimi, bir ara-yüzey kuruluşu özelliğini taşımaktadır. Amaçları ana başlıklar ile:

• Ege Üniversitesi’ndeki temel ve uygulamalı alanlardaki “Ar-Ge Faaliyetler” ini merkezi bir organizasyon çevresinde düzenlemek,

• Rekabete dayalı, yaratıcı, verimli bir araştırma ortamı oluşturmak,

• Üniversitedeki bilimsel faaliyetleri nitelik ve nicelik yönünden arttırmak,

• Üniversite-sanayi işbirliğini güçlendirmek ve uygulanabilir sonuçların sanayiye aktarımını hızlandırmaktır.

Bugün EBİLTEM, sanayinin multidisipliner çözüm gerektiren sorunları için farklı birim ve bölümlerin işbirliğinin sağlanması için nötral bir kuruluş olarak hizmet vermektedir. Çalışmaları arasında:

• Ulusal ve uluslararası kaynak sağlayan ve araştırma talebinde bulunan kuruluşlarla, üniversitenin işbirliğini ve koordinasyonun sağlanması,

• Bölge sanayinin üniversite ile ilgili olan ilişkilerinin koordine edinilmesi, • Ulusal ve uluslararası kaynak sağlayan kuruluşların etkinlik, nitelik ve takvimlerinin

yaygın bir şekilde duyurulması, • Geleceğe yönelik tahmin ve değerlendirmelere dayanarak Bölge Sanayinin Ar-Ge

etkinlikleri açısından öncelikli alanlarının belirlenmesi, • Büyük kapsamlı, bölge ihtiyaçlarına yönelik ve disiplinler arası projelere ağırlık

verilmesi, • Üniversite dışı kaynaklardan (ulusal ve uluslararası kaynak sağlayan kuruluşlar ve

sanayiden) proje almış kişi ve birimlere üniversite imkanlarından da destek verilmesi, sayılabilir. EBİLTEM bölge sanayicimize daha hızlı ve kaliteli hizmet verebilmek amacı ile uzmanlaşmaya gitmiş ve etkinliklerini bünyesinde bulunan birimler vasıtası ile yürütmektedir. Bu birimlerin sanayiye verdikleri hizmetler aşağıdaki gibi özetlenebilir.

149

Şekil 1: EBİLTEM Organizasyon Şeması

Bütün bu hizmetler içinde yenilikçiliğe giden yolda Avrupa Birliği (AB) fonları, oluşturabileceği fırsatlar anlamında ayrı bir önem taşımaktadır. Bu programların amacı:

AB’nin dünya lideri olabileceği alanlarda AB politikaları ile paralel doğrultudaki, AB’nin rekabet gücünü arttırmaya yönelik, Sürdürülebilir kalkınma boyutlu, Altyapı geliştirmeye yönelik, Sosyal kalkınmayı destekleyen,

bilimsel çalışmalar ile AB’nin yaşam seviyesini iyileştirmektir. Türkiye ilk kez 6.Çerçeve Programı olarak adlandırılan programa yaklaşık 250 Milyon Euro vererek katılmıştır. Bünyemizde 2002 yılında kurulan AB Programları koordinasyon ofisi’nin sanayiye yönelik en önemli hedefi KOBİ’lerimizin bu programlardan mümkün olduğunca yararlanmalarını sağlamaktır. EBİLTEM geçtiğimiz dönemde 6. Çerçeve Programına 114 proje başvurunda bulunmuş ve 25 projede başarılı olmuştur. Bunlardan en önemlisi, başta bölge sanayisi olmak üzere tüm ülke sanayisinin rekabet gücünün yükseltmek ve tanıtımını sağlamak amacı ile Avrupa Birliği tarafından kurulan EGE YENİLİK AKTARIM MERKEZİ’dir. Ege Yenilik Aktarım Merkezi (IRC EGE), Avrupa çapında en bilinen Teknoloji Transfer Ağı olan IRC Ağı’na 1 Nisan 2004 tarihinde üye olmuştur. İlk olarak 1995 yılında kurulan bu teknoloji transfer ağı’nın amacı, Avrupa Birliği üye ve aday ülkeler arasındaki teknolojik işbirliği artırmak, teknoloji üretimini ve kullanımını teşvik etmek, üretilen teknolojiyi ihtiyacı olan

ÜÜnniivveerrssiitteenniinn AArr--GGee FFoonnllaarrıınnıınn KKoooorrddiinnaassyyoonnuu

BBiilliimmsseell &&

TTeekknniikk OOrrggaanniizzaassyyoonnllaarr

EEBBİİLLTTEEMM

SSıınnaaii MMüüllkkiiyyeett HHaakkllaarrıı

KKoonnuussuunnddaa BBiillggiilleennddiirrmmee

CCiihhaazz PPaarrkkıı &&

TTeekknniikk BBaakkıımm OOnnaarrıımm

PPrroojjee YYöönneettiimmii

YYeenniilliikk &&

TTeekknnoolloojjii TTrraannssffeerrii

AABB PPrroojjeelleerrii iiççiinn

BBööllggeesseell BBiillggiilleennddiirrmmee

AArr--GGee PPrroojjeelleerrii İİççiinn FFoonn && RRiisskk

SSeerrmmaayyeessii AArraaşşttıırrmmaallaarrıı

SSaannaayyii PPrroottookkoolllleerrii

&& GGüüddüümmllüü PPrroojjeelleerr

150

ama üretemeyen başka ülkelere tanıtmak ve o ülkenin kullanımına sunmaktır. Bu ağ içerisinde bugün itibariyle 33 ülkede toplam 71 IRC Merkez bulunmaktadır. Bu Merkezler, bulundukları ülkelerdeki sanayicilerin ihtiyaç duyduğu yeni teknolojileri IRC Ağı yardımı ile bularak yerli firmanın teknolojiye ulaşımlarını sağlamakta ve ülke içerisinde üretilen yeni teknoloji ve teknolojik içerikli ürünleri diğer ülkelere tanıtarak firmalar ve ülkeler arasında teknolojik birlikteliği sağlamaktadırlar. Dolayısı ile yerli firmaları teknoloji kullandırmaya teşvik ederek rekabet gücünü artırmak bu merkezlerin en temel amaçları arasında sayılmaktadır.

Bu amaçla EBİLTEM Ege Üniversitesi koordinatörlüğünde, Ege Bölgesi Sanayi Odası (EBSO), İzmir Atatürk Organize Sanayi Bölgesi (İAOSB) ve Küçük ve Orta Ölçekli Sanayi Geliştirme Başkanlığı (KOSGEB) ortak işbirliği ile 1 Nisan 2004 tarihinde Ege Yenilik Aktarım Merkezi (IRC-EGE) Türkiye’de faaliyete geçen iki merkezden birisi olmuştur.

Merkez ofisi, Ege Üniversitesi Bilim Teknoloji Uygulama ve Araştırma Merkezi bünyesinde bulunan IRC-EGE İzmir, Manisa, Muğla, Balıkesir, Denizli, Antalya, Mersin, Burdur, Isparta, Aydın, Uşak, Afyon, Kütahya, ve Çanakkale illerine hizmet vermekle beraber sanayicilerin ihtiyaç duyması halinde tüm ülke çapında faaliyetlerini yayabilmektedir.

IRC-EGE firmaların teknolojik altyapısını güçlendirerek mikro anlamda firma büyümesinde makro anlamda ise ulusal rekabet gücünü artırmak amacı ile çeşitli faaliyetler düzenlemektedir. İlk olarak IRC-EGE bir uzman eşliğinde firmayı ziyaret ederek firmanın teknolojik düzeyini belirlemekte ve ortaya çıkan mevcut teknolojik düzeye göre firmaya yeni teknolojiler önerilmektedir. Önerilen teknoloji eğer yurt içinde üretilmiyor ve mevcut değil ise IRC-Ağı yardımı ile bu teknoloji aranmakta ve firmaya önerilmektedir. Bununla birlikte eğer teknolojik değerlendirme sonucunda firmanın yeni bir teknoloji ürettiği sonucu çıkarsa bu durumda firmanın bu teknolojisi IRC EGE yardımı ile tüm ağa girilerek hem firmanın tanıtımı hem de yeni teknolojinin tanıtımı yapılmaktadır.

Ayrıca, IRC EGE, farklı etkinlikler düzenleyerek veya düzenlenenlere katılarak, yerli firmaları yabancı firmalar ile tanıştırarak teknolojik birlikteliğin yanında ticari birlikteliğin yapılmasını da sağlamaktadır. Bu işbirliklerinin firma ve ülkemize olan katkısı hem imaj hem de ekonomik açıdan oldukça önemlidir. Halen 3500 firmaya hizmet vermekte olan IRC EGE 42 aylık icraatı süresince 45 Teknoloji Transfer anlaşmasını sonuçlandırmış ve 1000’in üstünde firmanın uluslar arası düzlemde tanıtımını gerçekleştirmiştir.

EBİLTEM, IRC EGE kapsamında ve AB 7. Çerçeve Programı düzleminde, Medikal Teknolojiler konusunda aktif çalışmalar sürdürmektedir. Medikal Teknolojilere yönelik Tematik Gruba 2005 yılından bu yana üye olan IRC EGE, bugüne kadar İsrail katılımıyla Sektörel Bilgi Günü düzenlemiş ve Medikal Teknolojilere Yönelik 2 adet Teknoloji Transferi Anlaşması gerçekleştirmiştir. Aynı zamanda Kalder’in koordinatörlüğünde düzenlenen Kalite Altyapınsın Güçlendirilmesi Projesine destek olan ve bu kapsamda sürdürülen Medikal Ürünlere Yönelik CE Standartlarının anlatıldığı eğitimlere evsahipliği yapan IRC EGE’nin veritabanında bölgesinde faaliyet gösteren 80’in üzerinde Medikal Firma yeralmaktadır. MEDIST 2007 fuarı boyunca uluslar arası katılımlı proje pazarı düzenleyecek olan IRC EGE aynı zamanda MediMap - the Medical Technologies Map of European Regions – Avrupa Çapında medikal firmaların ortak platformu olmayı amaçlayan oluşumun Bölgesel Partner kuruluşudur. EBİLTEM diğer yandan 7. Çerçeve Programı kapsamında açılan çağrılarda halihazırda değerlendirmede olan Medikal Teknolojilere yönelik 2 Avrupa Birliği Proje başvurusunda bulunmuştur. Ayrıca, Üniversitemiz, Mühendislik Fakültesi, Biyomühendislik Bölüm olarak Avrupa Rejeneratif Tıp Federasyonu (EUROPEAN FEDERATION REGENERATIVE MEDICINE - REGMED.EU) üyesi olarak da temsil edilmektedir.

151

Unutulmamalıdır ki, ulusal inovasyonun yaygınlaşması ve başarısının en önemli basamağı, bilginin ve ürüne, firmaların yaratıcılığının faydaya dönüştürülebilme mekanizmalarının yaygınlaşmasıdır. Bu noktada EBİLTEM modeliyle sunduğumuz Üniversite Sanayi işbirliğine arabuluculuk eden ofislere büyük görev düşmektedir.

152

153


DİŞ HEKİMLİĞİNDE STERİLİZASYON VE DEZENFEKSİYON İŞLEMİNDE KARŞILAŞILAN PROBLEMLER

N.Tuba TELCİOĞLU1, Emel BULUT1, Fikret YILMAZ2, Hülya KÖPRÜLÜ2

1Ağız Diş Çene Hastalıkları ve Cerrahisi Anabilim Dalı, 2Diş Hastalıkları ve Tedavisi

Anabilim Dalı, Diş Hekimliği Fakültesi, Ondokuz Mayıs Üniversitesi, SAMSUN

Diş hekimliğinde alet dezenfeksiyonu ve sterilizasyonu hayati önemi olan konulardandır. Bir çok bulaşıcı hastalığın yayılmasını önlemede büyük önem taşırlar.1 Bu sebeple dezenfeksiyon ve sterilizasyon işlemleri kurallara uygun yapılmalıdır. Diş hekimliğinde mevcut olan aletlerin dezenfeksiyonu için çok çeşitli dezenfektanlar ve sterilizasyon işlemini gerçekleştirmek amacıyla pek çok cihaz kullanılmaktadır. 2

Diş hekimliğinde infeksiyon kontrolünü sağlayan dezenfektan ajanları ve sterilizasyon cihazlarını kullanırken, birtakım problemlerle karşılaşılmaktadır. Kullanılan aletlerin dezenfeksiyonu ve sterilizasyonu sırasında, özellikle aletlerin düzgün yüzeyli olmamasından dolayı çabuk korozyona uğraması, aletin direncinin azalması mevcut sorunların başında gelmektedir. Bu durum diş hekimliği kliniklerinde yapılması zorunlu olan dezenfeksiyon ve sterilizasyon işlemlerinin, kullanılan aletlerin ömürlerinin kısalmasına neden olmaktadır. Kullanılan bir takım aletler steril edilmeden önce su altında, artıklarından arındırılmak için, tel fırçalar ile temizlenir daha sonra yüksek ısıya maruz bırakılarak steril edilirler. Bu durum günde birkaç kez tekrarlanabilir. Bu uygulamaya maruz bırakılan malzemeler kurulansalar bile, şekillerinden dolayı içlerinde su hapsederler, böylece korozyon ve paslanmaya açık hale gelirler. Korozyona uğrayan aletlerin pürüzlü yüzeylerinden dolayı sterilizasyon işleminin gerçek anlamda yapılması mümkün olamaz, sonuçta hasta sağlığı riske atılmış olur. Malzeme yapımında kullanılan materyalin, dezenfeksiyon ve sterilizasyon sırasında maruz kaldığı uygulamalar göz önünde bulundurularak seçilmesi gerekmektedir. Malzemelerin erken korozyonu ve direncinin azalması yapılacak tedavinin uygun şekilde ve kısa sürede uygulanmasını engellemektedir. Örneğin cerrahi işlem sırasında bölge daha uzun süre açık kalacak, infeksiyon riski ve iyileşme süresi artacak, dolayısıyla hastaya zarar verilmiş olunacaktır. Hastaya sunulan hizmet kalitesi azalacaktır. Dezenfeksiyon ve sterilizasyon işlemleri, diş hekimliği klinikleri için vazgeçilemez olduğundan, mevcut olan aletlerin yapımında kullanılan malzemelerin dezenfeksiyon ve sterilizasyona karşı, daha dirençli alaşımlardan yapılması gerekmektedir. Ancak aletlerin üretiminde kullanılabilen alaşımların diğer bazı özellikleri de taşıması gerekir. Örneğin kıskaç, forseps, kanca gibi küt uçlu veya keskin olması gerekmeyen aletlerde; korozyon mukavemeti yanı sıra elastikiyet gücü ve sağlamlık gerekliyken makas ve cerrahi bıçak gibi kesici aletlerde; korozyon mukavemeti yanı sıra yüksek sertlik, elastikiyet gücü ve sağlamlık, yüksek direnç, kesme kabiliyeti gibi özellikler gerekmektedir.3 Ayrıca metalin mümkün olduğu kadar az gözenekli, çizilme ve burkulma içermeyen bir yapıda olması istenir.

154

Diş hekimliğinde sterilizasyonu sağlamak için genellikle otoklavlar kullanılmaktadır. Ortodontik aletlerin geniş eklem yüzeyleri olması, kesici kenarlarının ve keskin açılarının bulunması ve uç kısımlarının kolay zedelenebilmesinden ötürü, temizlenmeleri ve sterilizasyonları sırasında problemler yaşanmaktadır.4 Bu durumu engellemek amacıyla keskin ortodontik aletlerde %1’lik sodyum nitrat kullanımı önerilmektedir. Kuru hava ile sterilizasyonun en büyük dezavantajı sürenin çok uzun olmasıdır. Etilen oksit pöröz yapıdaki malzemelere penetre olduğu için, ısı ve ıslaklığın dezavantaj olduğu malzemelerin sterilizasyonunda kullanılabilir5 Korozyon açısından pensler için uygun bir yöntem olan etilen oksit ile sterilizasyonda oluşan kokunun giderilmesi için iyi bir havalandırmaya gereksinim vardır. Ayrıca bu yöntem pahalı bir yöntemdir. Diğer bir sterilizasyon yöntemi cam boncuk sterilizasyonudur. Bu yöntemde 218 derecede 15 saniye süreyle pensler sterilizatörün içinde bırakılır Ancak büyük aletlerinin tamamının bu yöntemle sterilizasyonu mümkün değildir. Ayrıca sterilizasyon amaçlı mor ötesi ışın da kullanılabilmektedir. Ancak mor ötesi ışının penetrasyon özelliği olmadığı için kullanımı sadece ameliyathanelerin havalarının sterilizasyonu ile sınırlı kalmıştır. İyonize radyasyonun penetrasyon özelliği nedeniyle endüstriyel düzeyde sterilizasyonda yaygın kullanım alanı bulmuştur. Tek kullanımlık enjektör, kateter gibi malzemeler üreten fabrikalarda bu yöntem kullanılmakla birlikte muayenehane ve hastanelerde uygulanması maliyetleri yükseltmektedir, bu yüzden kullanılmamaktadır.6,7 Sonuçta diş hekimliği kliniklerinde kullanılan yöntemlere alternatif olarak, su buharı veya ısı kullanmadan uygulanan sterilizasyon yöntemlerinin bir kısmı pratik olmadığı için, bir kısmı ise pahalı metodlar oldukları için rutin olarak uygulanamamaktadırlar. Diş hekimliğinde kullanılan malzemelerin maliyetleri yüksektir. Bu sebeple aletlerin ömrünün kısalması maddi yük getirecektir. Sonuçta zaten pahalı bir tedavi olan diş tedavisi daha da masraflı hale gelmiş olacaktır.8 Kullanılan malzemenin dayanıklılığının artması daha az sayıda malzeme tüketilmesini sağlayacaktır. Uygun malzeme kullanımının yanı sıra kullanılacak olan malzemelerin sterilizasyonunun takibi ve kontrolü de büyük önem taşımaktadır Diş hekimliğinde sterilizasyonun basamaklardan oluştuğu, her basamağın izlenmesi ve yapılmış olan işlemin doğruluğunun ve geçerliliğinin sınanması gerekli olduğu, sterilizasyon işleminin kritik parametrelerinin her bir paket veya konteyner için uygulanıldığından emin olunması gerekli olduğu unutulmamalıdır.9 Bu amaçla sterilizasyonun kontrol basamakları vardır. Bunlar; cihaz kontrolü (Bowie-dick testi ile), maruziyet kontrolü, yük kontrolü (biyolojik indikatörler ile), bohça içi kontrol( kimyasal indikatörlerle) ve kayıt sistemi olarak sayılabilir.9,10 Ancak rutin yapılan bu kontrollerin manuel değilde elektronik ortamda kayıt altına alınması, bilgi takibi ve saklanması açısından klinik ve hastaneler için büyük kolaylık sağlayacaktır. Daha uygun malzeme ile yapılan diş hekimliği aletleri ile, elektronik ortamda takibi yapılan dezenfeksiyon ve sterilizasyonun tam olarak sağlandığı, daha kaliteli hizmetin hastalara verilmesi mümkün olacaktır. KAYNAKLAR: 1- Külekçi G. Diş hekimliğinde sterilizasyon ve dezenfeksiyon.SİMAD Yayınları no:1, 2002: 85-95 2- Nohutçu R. Çapraz infeksiyon kontrolü: temel kurallar. TDBD özel sayı, 2000; 58. : 40-44 3- Güdükoğlu A. Cerrahi aletlerin bakım ve muhafazası 4- Haydar S. Ortodontide sterilizasyon ve dezenfeksiyon. TDBD özel sayı, 2000; 58: 57-58 5-Alpaslan G. Sterilizasyon yöntemleri ve sterilizasyon cihazları. TDBD özel sayı, 2000; 58: 45-50 6- Özer M. Diş hekimliğinde farklı anabilim dallarında dezenfeksiyon ve sterilizasyon. 3.

155

sterilizasyon dezenfeksiyon kongresi kongre kitabı, 2003: 462-474 7- Özyurt M. Dezenfeksiyon ve sterilizasyon yöntemleri. Klinik dergisi 1, 2000, cilt 13 özel sayı 1: 41-48 8-Saniç A. Tbbi cihaz ve aletlerin sterilizasyon ve dezenfeksiyonunda genel prensipler. SİMAD Yayınları no:1, 2002: 13-21 9- Çaylan R. Sterilitenin Kontrolü. 3. sterilizasyon dezenfeksiyon kongresi kongre kitabı,2003: 93-98. 10- Esen E. Sterilizasyon kontrolü. TDBD özel sayı, 2000; 51-52 Bu sayede birkaç kullanımdan sonra korozyona uğrayarak paslanan ve artık kullanılamayacak duruma gelen aletlerin ömürleri uzamış olacaktır.

156

157


MEDİKAL SEKTÖRDE, YETİŞMİŞ ve NİTELİKLİ ELEMAN SORUNU

E.Orhan ÖRÜCÜ, Elektrik Mühendisi,

Elektrik Mühendisleri Odası

Hepimiz biliyoruz ki mühendislik bilim ve teknolojiyi insanla buluşturan bir meslek, insan odaklı bir meslek. Günümüzde hayatımızın her alanında ve anında bilim ve teknolojinin ürünleri ile bir aradayız. Bilim ve teknolojiyi insanla buluşturan bir meslek diye ifade ettiğimiz mühendislik mesleğine en çok uyan disiplinimizde biyomedikal mühendislik alanı.

Günümüzde artık cihaz destekli tıp durumuna gelen sağlık hizmetlerinde Biyomedikal Mühendisliği, sağlık alanında teşhis ve tedavi amacıyla kullanılan mekanik ve elektronik cihaz ve sistemlerin tasarım, üretim, geliştirme, teknik işletme ve bakım-onarım faaliyetlerini kapsamaktadır.

Günümüzde, hastanelerde yaklaşık yirmi bin farklı tür tıbbi cihaz ve sistem kullanılmakta olup ülkemizdeki kullanılan biyomedikal cihaz ve sistem sayısı son yirmi yılda yediye katlanmıştır. Bu sektörün parasal hacmi ülkemizde 4 milyar ABD doları mertebesindedir. Bu sektörün dünya çapındaki hacminin 300 milyar dolar olduğu da dile getirilmektedir.

Biyomedikal sistemlerin tasarım ve geliştirme uğraşlarını yürütecek, sistemlerin verimli kullanılmasında görev alacak teknik ve bilimsel bilgi birikimine sahip elemanlara duyulan gereksinim her geçen gün artmaktadır. Biyomedikal Mühendisliğinin iş alanları nelerdir?

Kalp pilleri, yapay organlar, diyaliz makinesi gibi tıbbi cihazların tasarlamak ve üretmek.

Hastaların durumunu ameliyat ve yoğun bakım sırasında izleyecek elektronik ve bilgisayar sistemlerinin tasarlamak ve kurmak.

Ultrason, manyetik rezonans, röntgen anjiyo vb. tıbbi görüntüleme sistemlerini tasarlamak ve yapmak

Dolaşım, sindirim, solunum, sinir vb. fizyolojik sistemlerin sayısal olarak incelenmesi için matematik ve bilgisayar modelleri gerçekleştirmek.

Çeşitli tedavilerde kullanılacak yeni biyomalzemeler tasarlanması ve malzemelerinin kullanılabilirliğinin test etmek.

Mühendislik dalları ile ilgili tekniklerin tıbba uygulamak . Hastanelerdeki tıbbi cihazlarla ilgili teknik servis , danışmanlık ve ilgili sorumlulukları

yerine getirmek

158

Akademik alanda ilerlemeler kaydederek üniversite bünyesinde çalışmalarda bulunmak. İyi yetişmiş hekimlerin yanı sıra, sağlık teknisyenlerinin, biyomedikal mühendislerinin, medikal fizikçilerin, akademik düzeyde öğretim ve eğitimlerinin sağlandığı ve bu elemanların hem inovasyon olarak değer bulabilecek çalışmalar yaptığı, hem kullanıcı, teknik destek ve danışmanlık düzeylerinde görev aldığı, sürekli hizmet içi eğitim alarak dünyada ki gelişmeleri yakından takip ettiği hastanelerin bulunduğu bir Türkiye istiyorsak tıbbi cihaz ve aletleri tasarlayacak, kullanacak personelin iyi yetiştirilmesi gerektiği de açıktır.

1970'lerden beri bazı üniversitelerimizde seçmeli ders olarak verilen biyomedikal mühendisliği eğitimleri 1980 yıllarda ilk önceleri yükseklisans ve doktora alanında kurumlaşmaya başlamıştır. Boğaziçi, ODTÜ, İTÜ, Hacettepe, İstanbul Üniversiteleri gibi. Toplam olarak yüksek lisans ve doktora eğitimi alanların sayısı yaklaşık 400 civarındadır.

İlk olarak Başkent Üniversitesi bünyesinde 2000 yılında lisans eğitimi başlamış ve biyomedikal mühendisleri mezun olmaya başlamışlardır. Yeditepe Üniversitesinde de 2004 yılında lisans bölümü açılmış olup, henüz mezun verilmemiştir. Bazı üniversitelerimizinde lisans eğitimi açmak için başvurularının olduğu bilinmektedir.

Bunun yanında biyomedikal mühendisliğini tamamlayıcı bir meslek olarak, 1990 yılından itibaren dünya bankası desteği ile meslek yüksek okulları kapsamında biyomedikal cihaz teknolojileri okulları açılmaya başlanılmıştır. 13 üniversitemizde iki yıllık biyomedikal cihaz teknolojileri okulları vardır.

Şu anda ülkemizdeki eğitim veren 83 üniversitenin 23'ünde biyomedikal mühendislik ve biyomedikal cihaz teknolojisi ile ilgili eğitim çalışmaları vardır.

2007 yılı ÖSYM kayıtlarına göre biyomedikal mühendisliği eğitimine 2006-2007 öğretim yılında 53 yeni kayıt yaptırmış olup, okuyan öğrenci sayısı 319 kişi, geçen yıl mezun sayısı ise 46 kişidir. Yine aynı kaynağa göre yüksek lisans alanına yeni kayıt 28 , okuyan 77, mezun sayısı ise 6 kişidir. Doktora alanında ise yeni kayıt 2 kişi, okuyan 13 kişi mezun 1 kişidir.

Meslek yüksek okullarında biyomedikal cihaz teknolojileri bölümüne 2006-2007 öğretim yılında 763 yeni kayıt yapılmış olup, toplam okuyan öğrenci sayısı 2330 olmuştur. Mezun olan öğrenci sayısı ise 349 kişidir. Mezun olan biyomedikal mühendislerin hangi meslek odasına kayıt olacakları konusu 2006 Haziran ayında yapılan TMMOB genel kurulunda ele alınmış ve Elektrik Mühendisleri Odasına kayıt olmaları kararı alınmıştır. Toplam mezun biyomedikal mühendisi sayısı 83 kişidir. ABD rakamlarına göre, ABD'de Ar-Ge paylarına bakıldığında uzay ve savunma yüzde 3,1, haberleşme 5,6, tıbbi cihaz ise 11,4 olarak görülmektedir. Ar-Ge payı %11,4 olan tıbbi cihazlar alanında çalışan yetişmiş nitelikli insanların önemininde altı çizilmelidir. Bu ağırlıkta

159

pay ayrılan sektöre nitelikli eleman yetiştirilmesinde herkese önemli görevler düştüğü ortadadır. Biyomedikal mühendisi ünvanı ile mezun olanların sayısı şu 100 kişi bile değildir. Ama bu hizmeti verenlerin sayısı ülkemizde oldukça fazladır. Bu normal bir durumdur. Yapılacak bir hizmet var ise birileri tarafından yapılacaktır. Biyomedikal mühendislik hizmetleri elektrik, elektronik, fizik. makina mühendisleri tarafından yürütülmektedir. Bu mühendislerin bir kısmı bu alanda yüksek lisans yaptıkları gibi bir çoğuda meslek yaşamlarında bu alanda yetkinleşmişlerdir. Ülkemizde biyomedikal mühendisleri arkadaşlarımız bir noktada diğer mühendislik disiplinlerine göre daha şanslıdır. Ülkemizin bir tuhaflığı ama biyomedikal mühendislerin bir şansı da Sağlık ve Sosyal Yardım Bakanlığı ''Yataklı tedavi kurumları işletme yönetmeliği''nde yatak sayılarına göre hastanelerde istihdam edilecek biyomedikal mühendisleri listesi vermesidir. Ülkemizde henüz bir tane bile biyomedikal mühendisinin olmadığı 1982 yılında çıkan bu yönetmelikte hastanelerde çalıştırılacak biyomedikal mühendisleri dökümü verilmesi iyi bir durumdur. Adı geçen yönetmelik 2005 yılında değiştirilmiştir. 05/05/2005 tarih ve 25806 sayılı Resmi Gazete'de yayınlanan yönetmelik değişikliğinin 25. maddesi şöyledir. Madde 25: Aynı yönetmeliğin 106 ncı maddesinden sonra gelmek üzere aşağıdaki 106/A maddesi eklenmiştir. ''Madde 106/A : Sağlık kurumları; envanterinde görülen tüm tıbbi cihaz, araç-gereç ve ekipmanların periyodik bakımlarını, amaca uygun kullanılıp kullanılmadıklarını, garanti sürelerinin takibini, envanterin güncellenmesini, tıbbi cihazların ulusal ve uluslararası düzeyde belirlenmiş referans değerlere uygun olarak çalışıp çalışmadığının takibini, gerekiyorsa kalibrasyonlarının yapılmasının ve sonucun takibi hizmetlerini yürütmek üzere, bünyesinde biyomedikal hizmetler ve kalibrasyon birimi kurar. Sağlık kurumları, bu hizmetleri, kendi kurduğu birim aracılığıyla yürütebileceği gibi dışarıdan hizmet alımı yoluyla da sürdürebilir.'' Yine 24/0/2001 tarih ve 24472 sayılı Resmi Gazete'de yayınlanan Sağlık ve Sosyal Yardım Bakanlığı ''Taşra teşkilatı yatak ve kadro standartları yönetmeliği'' ek cetvellerinde yatak sayılarına göre hastanelerde istihdam edilecek biyomedikal mühendislerinin sayılarını vermektedir. Başka kriterler getirilebilir, yatak sayısına göre mühendis çalıştırılması ilk başlarda ters gibi gelse de, tıbbi hizmetlerde mühendislerin yönetmelik hükmü olarak yer alması ülkemizde önemli bir adımdır, kazanımdır. Tam olarak istatistiklere ulaşamasak ta bu yönetmelik gereği, yaklaşık 300 biyomedikal mühendisinin istihdamı demektir.

160

161

tmmob makina mühendisleri odası

II.ULUSAL TIBBİ CİHAZLAR İMALATI SANAYİ

KONGRE VE SERGİSİ

19 – 20 EKİM 2007 / SAMSUN

_____________________

PROJELER

_____________________

162

163


YENİ NESİL SERULOPLAZMİN ÖLÇÜM TESTİ

Prof. Dr. Özcan EREL

Harran Üniversitesi, Tıp Fakültesi Biyokimya Anabilim Dalı, Şanlıurfa [email protected]

GİRİŞ

Seruloplazmin karaciğerde sentezlenip kan dolaşımına verilen önemli bir pozitif akut faz reaktanı olan alfa2-glikoproteindir [Acta Crystallogr D Biol Crystallogr., Bento ve ark. (2007)]. Seruloplazminin fizyolojik görevi tam olarak bilinmemekle birlikte, şimdiye kadar çok çeşitli görevleri saptanmış bulunmaktadır. Bu görevler arasında, bakır taşıma [Physiol Rev., Cousins ve ark. (1985), Biochem Biophys Res Comm., Hsich ve ark .(1975)], çeşitli aminlerin oksidasyonu, demir atomunun ferritinden demir taşıyıcı transferrin molekülüne naklinde ferröz iyonun ferrik iyona oksidasyonu, lipid peroksidasyonuna karşı antioksidan aktivite [Biochem J., Al-Timimi (1977), J Biol Chem., Goldstein IM ve ark. (1979)], inflamatuvar yanıtın endojenöz ortamda düzenlenmesi, hücre proliferasyonu ve anjiogenezis yer almaktadır. Bunların dışında başka görevleri olup olmadığı araştırmacıların halen önemli bir konusunu oluşturmaktadır.

Seruloplazmin bir pozitif akut faz reaktanı olup, enflamasyon, gebelik, cerrahi uygulamaları da içine alan travmatik hasarlarda kan düzeyi, yanıtın şiddetine bağlı olarak 2-3 kat artmaktadır [Schizophr Res., Wolf TL ve ark. (2006)]. Diğer yandan seruloplazminin kan düzeyinin düşüklüğü, doğumsal genetik hastalıklar olan Wilson Hastalığında [J Natl Med Assoc., Aydinli M ve ark. (2006)] ve Menkes Sendromunda görülür. Wilson hastalığı doğumsal genetik bir hastalık olmasına karşın, klinik belirtiler belirgin olarak ortaya çıkıncaya kadar genellikle tanı konulamaz [Nat Clin Pract Neurol., Das ve ark. (2006)]. Tanı konulduğunda ise, beyinde, karaciğerde ve gözde bakır birikimi gerçekleşmiş olmaktadır ve bu durumda prognoz kötüdür [Mov Disord., Sudmeyer M ve ark. (2006)]. Geliştirdiğim, çok ucuz, yeni nesil seruloplazmin kinetik ölçüm testiyle yeni doğan taraması yapılması halinde bu hastalık erken dönemde saptanacak ve uygun bakır şelatör tedavisi verilerek hastaların tedavisi sağlanabilecektir [ J Hepatol., Cauza E ve ark. (1997)]. Serulopazminin kan düzeyi ölçümü, rutin biyokimya ve bazen de mikrobiyoloji analizleri arasında önemli yer almaktadır. Bunun ölçümü pratikte immünometrik kütle ölçümüne dayanmaktadır. İmmünometrik kütle ölçümü ya nefelometre ile veya ilave bir lateks molekülü daha sisteme eklenerek türbidimetrik olarak ölçülmektedir. Bunun dışında, çeşitli oksidaz aktivitesini ölçmeye yönelik yöntemler [Clin Chem., Sunderman FW ve ark. (1970), J Lab Clin Med., Ravin HA ve ark. (1961), Clin Chem., Mukerjee H (1990), Biochem J., Young SN ve ark. (1972), Ann Clin Biochem Winkles J ve ark. (1988)] geliştirilmişse de bunların hiç birisi yaygın kullanım alanı bulamamışlardır. İmmünometrik ölçümler antijen-antikor birleşmesi esasına dayanmakta, dolayısı ile bir takım teknik mahzurlar içerebilmektedirler. Seruloplazmin düzeyini ölçmek için 1998 yılında tam otomatik ve kolorimetrik son nokta ölçüm modeline dayanan bir yöntem geliştirmiştim [Clin Chem., Erel O (1988)] ve


164

Türk Patent Enstitüsü Provisyonel Patent Numarası 97/00716, (1997)]. Son zamanlarda geliştirilen ve laboratuvarlarda kullanımı yaygınlaşan biyokimya otomatik analizörleri hız önceliklidirler. Öceki testimin reaksiyon süresinin 15 dakika sürmesi ve en az üç ayrı ayıraç çözeltisinden oluşması onun yeni biyokimya otomatik analizörlerinde kullanımını kısıtlamıştır. En son geliştirdiğim yeni nesil seruloplazmin ölçüm yöntemi çok üstün niteliklerde olup, iki ayraç solusyonundan oluşmakta ve kinetik modelde ölçüm yapmaktadır. İlki, substrat tüketilmesine bağlı bir yöntem iken yeni yöntemim, ürün artışının kinetik ölçümüne dayalı bir test niteliğindedir. Geliştirdiğim yeni nesil seruloplazmin kinetik ölçüm testi, performans testlerine tabi tutulmuş olup, yüksek düzeyde analitik performans karakteristiklerine sahip olduğu saptanmıştır. GEREÇ ve YÖNTEMLER Kimyasal Maddeler

Seruloplazmin, asetik asit, sodyum asetat, disodyum hidrojen fosfat, potasyum dihidrojen fosfat, Trizma Base (tris[hydroxymethyl]aminomethane), Trizma Hydrochloride (tris[hydroxymethyl]aminomethane hydrochloride), p-phenylene diamine, ortho-dianisidine dihydrochloride (3-3’-dimethoxybenzidine), ferrozine, norfloksasin, ferric ion chelotor (FIC), ferrik klorid, ferröz amonyum sülfat, ferröz substrate complex (FSC), tioüre, Brij 35, Triton-X kimyasalları Sigma ve Merck firmalarından sağlandı. Kullanılan tüm kimyasal maddeler ultrapür saflıkta olup tip 1 reaktif dereceli deiyonize su kullanıldı. Roche marka türbidimetrik seruloplazmin ölçüm kiti kullanıldı. Cihazlar

Çeşitli hacimlerde ayarlanabilir Oxford marka (ABD) manuel otomatik miropipetler, Heraus Marka (Almanya) soğutmalı santrifüj, Hennie Marka (İngiltere) pH metre, sıcaklık ayarlı Cecil Marka (İngiltere) spektrofotometre, Abbott marka Aeroset model (ABD), ve Roche Marka Integra Model (İsviçre) otomatik analizörler kullanıldı. Serum Örnekleri Ön kolun kübital veninden aç karna alınan venöz kan örnekleri, vakumlu ve jelli kan tüplerine alındı. Pıhtılaşmanın ardından 1500 X g de 10 dakika santrifüj edildi. Bireyler bilgilendirildi. Ayrıştırılan serum örnekleri ya hemen çalışıldı ya da eksi 81oC de derin dondurucuda çalışılana kadar bekletildi. Kan serumu yerine plazma örnekleriyle çalışılacak ise, antikoagülan olarak heparin kullanıldı. Sitrat, okzalat ve EDTA kulanımından kaçınıldı. İstatistiksel Analiz

Paired ve unpaired Student’s t testi, korelasyon analizi ve lineer regresyon analizi testleri kullanıldı. Bu testler SPSS 13.0 (SPSS Inc. Chicago, ABD) bilgisayar programı kullanılarak gerçekleştirldi. Deming Regresyon Analizi ve Bland – Altman Difference testleri Method Validator Computer Program, Version 1.1.9.0. (Metz, Fransa, 1999) bilgisayar paket programı kullanılarak gerçekleştirildi.

165

Otomatik Ölçüm Manuel, spektrofotometrik optimizasyon çalışmalarıyla elde edilen veriler simüle

edilerek Abbott marka ve Aeroset model otomatik analizöre yüklendi. Otomatik analizörün çalışma formatı aşağıdaki gibi tanımlanarak, yeni nesil seruloplazmin kinetik ölçüm testi otomatik analizörde tam otomatik olarak çalışıldı.

Ayıraç 1 Hacmi (Reagent 1 volume)

200 �L

Örnek Hacmi

(Sample volume)

5 �L (serum veya diğer vücut sıvıları).

Ayıraç 2 Hacmi

(Reagent 2 volume)

40 �L

Dalgaboyu

(Wavelength)

Ana dalgaboyu (main wavelength) 380 nm, ikincildalga boyu (secondary wavelength) 700 nm. (Bichromatic)

Okuma noktası

(Reading point)

Kinetik artan ölçüm (kinetic, rate-up measurement)

Kalibrasyon çeşidi (Calibration type)

Faktör (Factor)

Yöntemler Yeni Yöntemin çalışma ilkesi

Bir molekülünde 8 adet bakır atomu taşıyan seruloplazmin molekülü protein yapıda olup yüksek oksidaz aktivitesine sahiptir. Yeni yöntemde bu oksidaz aktivitesinden yararlanılmıştır. Yöntemin çalışma ilkesi kısaca; Seruloplazmin + FSC Ferrik ion + FIC (380 nm deki absorbans artışının kinetik modelde izlenmesi). [FSC; ferrous substrate complex, FIC; ferric ion chromogen]. Bu arsorbans artışı seruloplazminin miktarı ile doğrudan ilişkilidir (r=0.99, p<0.001). Dolayısıyla, yeni yöntemle serulplazminin hem ferroksidaz aktivitesi hem de miktarı ölçülebilmektedir. Rerefans Yöntemler

Referans yöntemler olarak, piyasada ticari olarak bulunan Roche marka imminotürbidimetrik seruloplazmin kiti ve manuel olarak p-phenylene diamine (PPD) yöntemleri kullanıldı [Clin Chem., Sunderman FW ve ark. (1970)]. Roche marka otomatik analizör immünometrik türbidimetrik ölçüm kiti Integra Model otomatik analizörde üreticinin tavsiye ettiği biçimde yüklenerek çalışıldı. Klasik, p-phenylene diamin yöntemi 0,598 M asetat tamponu hazırlanarak çalışıldı. Bunun için 40,75 gram sodyum asetat trihidrat suda çözüldü ve uygun miktarda glasiyel asetik asit ile manyetik karıştırıcı aracılığı ile karıştırılarak pH 5,2 ye ayarlandı. Son hacim 500 ml ye tamamlandı. P-phenylene diamin çözeltisi hazırlamak için, 61,5 mg p-phenylene diamin 25 ml sodyum asetat tamponunda çözüldü (son derişim 3,5 mM). Spektrofotometre küvetine 1000 mikrolitre hacimde substrat

166

çözeltisi ve 100 mikrolitre hacimde örnek eklenerek karıştırıldı, 5 dakika beklenip 550 nm de ilk absorbans alındı. Reaksiyon üç dakika boyunca izlendi ve dakikalık absorbans artışı saptanıp aktivite hesap edildi. BULGULAR

Seruloplazminin en yüksek aktivite gösterdiği tampon çeşidini, pH sını ve derişimini saptayabilmek için, reaksiyon ortamı tamponları değişken pH larda çeşitli tamponlarla araştırlıdı. Bunun için pH 3,6 dan 9,1 e kadar alanlar tarandı. Düşük pH alanları için sodyum asetat asetik asit tamponu, orta pH alanları için fostat tamponu ve daha yüksek pH alanları için TRİS tamponları kullanıldı. Seruloplazminin ferroksidaz aktivitesi en yüksek asetat tamponunda ve pH 6,5 ta bulundu. Tampon çeşiti ve pH optimizasyonunun ardından tampon konsantrasyonunun optimizasyon çalışmasına geçildi. En yüksek ferroksidaz aktivitesi 0,45 molar düzeyinde bulundu. Böylece sistemin optimal tampon değerleri belirlendi.

Oksidatif reaksiyonda elde edilen ürünün absorbsiyon spektrumu belirlendi.

Kromojen-ürün kompleksi 380 nm de en yüksek absorbsiyon değerini gösterdi. Yeni nesil seruplazmin testinin reaksiyon kinetiği, zamana karşı reaksiyonun 380 nm deki absorbansı incelenerek değerlendirildi. Şekil 1- de, reaksiyon kinetiği görülmektedir.

Yöntemin kalibrasyonu, iki ayrı türde gerçekleştirildi. Birincisi Sigma Firmasından

sağlanan ticari seruloplazmin preparatı kullanılarak, diğeri ise yeni yöntem bir kinetik ölçüm modeli olduğu için renkli ürünün molar absorbsiyon katsayısı bulunarak gerçekleştirldi. Bunu saptamak için bilinen çeşitli konsantrasyonlarda ferrik klörür çözeltileri kullanıldı. Molar absorbsiyon katsayısı saptandıktan sonra faktör hesaplandı. Pratik uygulamada, yeni nesil seruloplazmin testi kinetik ölçüm modeline sahip olduğu için ticari seruloplazmin standartlarına gereksinim duymadan, yalnızca faktör çarpanı kullanılarak sonuç elde edilebilir.

Yöntemin interferensleinin saptanması çalışmasında, seruloplazminin bilinen miktarı

çeşitli antikoagülanlar kullanılarak araştırıldı. EDTA, sitrat, okzalat gibi şelatörlerin sistemi inhibe ettiği, heparinin etmediği saptandı. Hemoliz, ikter ve lipeminin sistemi inhibe etmediği belirlendi.

Tekrarlanabilirlik düzeyleri araştırıldı. Yüksek, orta ve düşük seruloplazmin düzeyli üç

ayrı serum havuzları oluşturuldu ve bu örnekler 20 şer kez çalışıldı. Örneklerin aritmetik ortalama değerleri ve standard sapmaları saptanıp, %CV değerleri hesap edildi. Yüksek düzeylerde %CV değeri 1,3 orta değerde %1,5 ve düşük değerlerde %1,7 olarak saptandı. Gün içi %CV değerleri %3 nin altında kaldı.

Ticari seruloplazmin peparatının seri dilüsyonları kullanılarak yöntemin doğrusallığı

saptandı. Yöntem 2750 U/L ye kadar doğrusaldır. Ölçülebilen en düşük alt sınır (lower detection limid), hiçbir aktiviteye sahip olmayan bir tampon (asetat tamponu), sıfır kalibrator olarak kullanılarak saptandı. Örnek 10 kez çalışıldı ve ölçülebilen alt sınır, aritmetik ortalama + 3 standard sapma değeri olarak hesaplandı ve 113 U/L olarak belirlendi.

Geri kazanım değeri, düzeyi bilinen bir serumun gerekli hacmine gerekli miktarda ticari preparat eklenerek ölçülmesiyle aşağıdaki formüle göre hesaplandı, %geri kazanım (%recovery) = (kazanılan miktar/eklenen miktar) X 100

167

Yöntemin %geri kazanım değeri ortalama %101 (%97-%104) olarak bulundu. Yöntemin referans aralığı da 845 ± 157 U/L olarak bulundu.

TARTIŞMA VE SONUÇ Yeni nesil seruloplazmin ölçüm testi kullanılarak elde edilen sonuçlar, hem yaygın

olarak kullanılan konvansiyonel yöntemle, hem de manuel yöntemle tam uyumlu bulunmuştır. Konvansiyonel yöntem, immünotürbidimetrrik bir temele dayandığı için seruloplazmine karşı antikor içermekedir. Bilindiği gibi antikorlar protein yapısında olup, ısıyla denatüre olurlar. Dolayısıyla, tıpkı aşı taşıma ve dağıtımındaki sistemde olduğu gibi, bu testin kitleri de soğuk zincirde taşınmalı, dağıtılmalı ve tutulmalıdırlar. [Clin Chem., Erel O (1988)]. Soğuk zincirin koptuğu an oluşan denaturasyon artık geri dönüşümsüz olup, test kitinin tekrar soğutulmasıyla önceden oluşan hasar tekrar düzeltilemez, renatüre edilemez. Ayrıca, antijen-antikor kompleksinin miktar – absorbans grafiği de doğrusal olmayıp, eğri biçimindedir. Dolayısıyla yöntemi kalibre etmek için en az 4-5 noktalı multikalibratör kullanılmalıdır. Bunlar kovansiyonel yöntemin teknik zorlukları ve olumsuzluklarıdır.

Manuel kolorimetrik yöntem analitik olarak güvenilir bir yöntem olmakla birlikte, bu

yöntemde kullanılan p-phenylene diamine kimyasalı karsinojenik yapıdadır [ Clin Biochem., Erel O, (2005), Clin Biochem., Erel O (2004) ] . Bu yöntem dikkatli ve titiz çalışmayı gerektirir. Bu kimyasal madde tamponda uzun süre dayanamaz, havadaki oksijenle spontan olarak oksitlenerek ayracın bozunmasına yol açar. Bu nedenle yöntemin çözeltileri taze hazırlanıp çalışılır. Bu zorluklar ve olumsuzluklar yöntemin rutinde kullanımını kısıtlar.

Henüz çok yeni olan, kabul edilmiş ve düzeltilmiş haliyle Clinical Biochemistry

dergisinde prova baskı olarak yayımlanan Somani ve Ambade’nin norfloksasin kullanarak seruloplazmin düzeyini ölçmeye yarıyan yöntemi de [Clinical Biochemistry, Somani BL ve ark. Corrected Accepted Proof,(2007)], bizim analitik amaçlı deneylerimize göre düşük analitik performansa sahip olduğu ve önemli olumsuzluklaru olduğu saptanmıştır. Bu analitik kusurlu yöntemde ortamda hiç seruloplazmin olmadığı halde bile kromojen çok güçlü oksidasyon göstermekte, substratı tıpkı seruloplazmin gibi oksitlemektetir. Bu durumda örneklerin absorbans diskriminasyonları çok daralmakta ve sonuçlar girişime uğramaktadırlar. Ayrıca ferrik norfloksasin kompleksinin yöntem için optimal düzeyde uygun olmayan molar absorbsiyon katsayısınından (epsilon değerinden) dolayı Lambers ve Beer kanunun üst sınırı kolaylıkla aşılabilmekte ve yüksek seruloplazmin düzeyleri absorbans lineeritesini kolayca aştığından dolayı olması gerekenden daha düşük (false negative) değerler vermektedir. Örnek hacmi azaltıldığında veya örnek seyreltildiğinde ise elde absorbans değeri, kromojenin oksidasyon değerlerine yaklaşmakta ve duyarlılık düşmekte bunun yanında %CV değeri artmaktadır.

Yeni yöntemim yüksek analitik performans karakteristiklerine sahip olup, bu

parametrede ürün kalitesinin ve standardının çıtasını çok yukarıya çekmiştir. Yeni nesil seruloplazmin ölçüm yöntemim, konvansiyonel immünometrik yöntemin, manuel p-phenylene diamine yönteminin ve en son olarak geliştirilen Somani ve Ambade’nin yöntemlerinin sahip olduğu olumsuzluklardan ve kusurlarından uzaktır. Yeni yöntemde kullanılan ve içerilen kimyasallar kanserojen değildir. Geliştirdiğim substrat kompleksi stabilizörler ile bozunmaya karşı dayanıklı hale getirilmiş olup, testin ayıraç çözeltileri uzun süre oda ısısında bozunmadan bekletilebilmektedir. Yeni test için, konvansiyonel yöntemde olduğu gibi taşıma, dağıtma ve bulundurmada soğuk zincir gerekmemektedir. Test hem manuel olarak spektrofometre cihazıyla, hem de otomatik analizörlerin her çeşidiyle tam

168

otomatik çalışılabilmektedir. Testin ölçüm süresi oldukça kısa olup, yeni teknolojili, hızlı ve yüksek kapasiteli otomatik analizörlerin çalışma ilkelerine uygundur.

Geliştirdiğim yeni nesil seruloplazmin kinetik ölçüm testi, güvenilir, duyarlı, yüksek

doğrusallığa sahip, daha ucuz, daha uzun ömürlü, kullanıcı ve çevre dostu, manuel ve otomatik çalışılabilen bir test olup, tamamen yerli olanaklarımızla kolaylıkla üretilebilecek nitelikte olup bu test seruloplazmin ölçümü için kullanılan diğer alternatif testlerden daha uygundur.

KAYNAKLAR

1. Bento I, Peixoto C, Zaitsev VN, Lindley PF. Ceruloplasmin revisited: structural and

functional roles of various metal cation-binding sites. Acta Crystallogr D Biol Crystallogr. 2007 Feb;63(Pt 2):240-8.

2. Cousins RJ. Absorption, transport, and hepatic metabolism of copper and zinc: special reference to metallothionein and ceruloplasmin. Physiol Rev 1985;65:238–309.

3. Hsich HS, Frieden E. Evidence of ceruloplasmin as a copper transport protein. Biochem Biophys Res Comm 1975;67: 326-31.

4. Al-Timimi DJ, Dormandy TL. The inhibition of lipid autoxidation by human ceruloplasmin. Biochem J 1977;168:283-8.

5. Goldstein IM, Kaplan HB, Edelson HS, Weissmann G. Ceruloplasmin–A scavanger of superoxide anion radicals. J Biol Chem 1979;254: 4040-5.

6. Wolf TL, Kotun J, Meader-Woodruff JF. Plasma copper, iron, ceruloplasmin and ferroxidase activity in schizophrenia. Schizophr Res. 2006 Sep;86(1-3):167-71.

7. Aydınlı M, Harmanci O, Ersoy O, Iskit AT, Ozcebe O, Abbasoglu O, Bayraktar Y. Two unusual cases with Wilson's disease: hepatoma and fulminant hepatitis treated with plasma exchange. J Natl Med Assoc. 2006 Dec;98(12):1989-91.

8. Das SK, Ray K. Wilson's disease: an update. Nat Clin Pract Neurol. 2006 Sep;2(9):482-93. Review.

9. Sudmeyer M, Saleh A, Wojtecki L, Cohnen M, Gross J, Ploner M, Hefter H, Timmermann L, Schnitzler A. Wilson's disease tremor is associated with magnetic resonance imaging lesions in basal ganglia structures. Mov Disord. 2006 Dec;21(12):2134-9.

10. Cauza E, Cauza E, Maier-Dobersberger T, Polli C, Kaserer K, Kramer L, Ferenci P. Screening for Wilson's disease in patients with liver diseases by serum ceruloplasmin. J Hepatol 1997;27:358-62.

11. Sunderman FW, Nomoto S. Measurement of human serum ceruloplasmin by its p-phenylenediamine oxidase activity. Clin Chem 1970;16:903–10.

12. Ravin Ravin HA. An improved colorimetric enzymatic assay of ceruloplasmin. J Lab Clin Med 1961;58:161-8.

13. Mukerjee, H. A kinetic method for determination of serum ceruloplasmin. Clin Chem 1990;36:391-2.

14. Young SN, Curzon G. A method for obtaining linear reciprocal plots with caeruloplasmin and its application in a study of the kinetic parameters of caeruloplasmin substrates. Biochem J 1972;129: 273–83.

15. Winkles J, Jones AF, Winyard P, Blake DR, Lunec J. An automated method for the kinetic measurement of ferroxidase activity. Ann Clin Biochem 1988; 25: 250–4.

16. Erel O. Automated measurement of serum ferroxidase activity. Clin Chem 1998;44: 2313-9.

169

17. Erel O. Otomatik analizörle seruloplazmin ölçüm test kiti. Türk Patent Enstitüsü 1997, Patent provisyon numarası 97/00716

18. Erel O. A new automated colorimetric method for measuring total oxidant status. Clin Biochem. 2005 Dec;38(12):1103-11.

19. Erel O. A novel automated method to measure total antioxidant response against potent free radical reactions. Clin Biochem. 2004 Feb;37(2):112-9.

20. Somani BL, Ambade V. A kinetic method amenable to automation for ceruloplasmin estimation with inexpensine and stable reagents. Clinical Biochemistry, Corrected Accepted Proof, 2007.

170

171


SEDİMANTASYON ÖLÇÜM CİHAZI TASARIMI

MUSTAFA KEMAL ALTINEL BİLGE TANSU DÖNMEZ KÜRŞAT YANARATEŞ

1.GİRİŞ

Günümüzde, hastanelerde, mikrobiyoloji ve biyokimya laboratuarlarında, tanıyı desteklemek amacıyla sıklıkla kullanılan bir yöntem olan Sedimantasyon hızı’nın ölçümünün geçmişi, 1928’lere[2] kadar uzanmaktadır. Yakın tarihe kadar, sedimantasyon ölçümü el ile çalışılan ve çok yaygın olan Westergren yöntemi ile yapılmaktaydı. Bu yöntemle yapılan çalışmalarda teknikerin hata yapma ihtimali çok yüksek olup, çalışma kapasitesi çok düşüktür. İş gücünü azaltmak, daha çok numuneyi aynı anda test etmek için Westergren metoduna uyumlu yüksek kapasiteli cihazlara ihtiyaç doğmuştur. Günümüzde Goffinmeyvis, Diesse, Electa Lab, Alifax, Greiner Bio-One gibi birçok markanın 10, 20, 40 ve 100 numune kapasitesine sahip ve Westergren yöntemi ile uyumlu eritrosit çökme hızı ölçüm cihazları mevcuttur. Ayrıca yeni nesil cihazlarda kanın 1 saatlik süredeki çökme hızını 10., 20., 30. dakikalardaki çökme hızından tahmini olarak ölçebilen cihazlar tasarlanmıştır. Bu cihazlardan bazıları (Greiner Bio-One )eritrosit ölçümü için özel üretilen el ile çalışmada kullanılabilen sarf malzemeleri kullanırken bazıları (Goffinmeyvis[3]) geri dönüşümlü malzeme kullanmaktadır. 2. TASARIMIN AMACI

Bu çalışmada bahsedilen tasarımda, her bir kan numunesi dikey yönde hareket edebilen karşılıklı kızılötesi ışık kaynağı ile kızılötesi algılayıcı arasına yerleştirilir. Numunenin 30 dakika çökmesi beklenir ve 30 dakika sonunda ışık kaynağı ve algılayıcı tüpü dikey yönde gezerek çökme seviyesini arar. Çökme seviyesine gelmeden önce yüksek seviyede sinyal veren algılayıcı çökme seviyesine geldiğini artan sıvı yoğunluğundan dolayı düşük seviyelerde sinyal vermeye başlar. Bu yüksek ve düşük seviye farkının oluştuğu andaki mesafe sabit olan 30 dakika değerine bölündüğünde Eritrosit çökme hızı(sedimantasyon) ölçülür.

172

3. CİHAZIN TASARIMI KAPSAMINDA GENEL BİLGİLER

3.1 Eritrositlerin Yapısı Organizmada sayıları en yüksek olan hücre grubudur. Sayıları, 1 milimetre küp kanda

kadınlarda ortalama 4.8 milyon, erkeklerde 5.4 milyondur. Görünüşleri bikonkav disk (orta bölgeleri alt ve üstten basık) biçiminde olup, kolayca şekil değiştirebilme özelliğine sahiptirler. Eritrositlerin başlıca fonksiyonları hemoglobin taşımaktır. Hemoglobin, yapısında 2+ değerlikli Fe atomu bulunduran büyük bir protein molekülüdür ve başlıca görevi dokulara oksijen taşımaktır. Oksijen, hemoglobin molekülünde Fe2+ atomuna bağlanarak taşınır.

3.2 Eritrosit Sedimantasyon Hızının Mekanizması ve Fazları

Sedimantasyon kavramı , pıhtılaşmasına engel olunmuş kanın eritrositlerinin rulo formu oluşturarak para yığınları şeklinde çökme hızları olarak tanımlanmaktadır. Eritrositlerin yoğunlukları plazmadan daha fazla olması nedeniyle, vücut dışı ortamda, çökerler. Önce tek düzlem boyunca toplanır ve rulo düzeni’ni meydana getirirler, böylece oluşan parçacıkların ağırlıkları yüzey alanlarına göre artarak eritrositlerin plazma içinde düşme hızı da artar. [3]

Eritrositler, normalde yüzeylerindeki salisilik asidin karboksil gruplarına bağlı olarak eksi yüklü oldukları için birbirlerini iterler ve toplanmazlar. Birçok plazma proteini artı yüklü olduğu için eritrositlerin itici kuvvetlerini azaltıp toplanma ve rulo düzeni oluşumunu arttırarak plazma içinde düşme hızlarını arttırır. [3]

Eritrosit Çökme Hızı’nın üç ayrı fazı vardır;

1) Hazırlık: Van der vals kuvvetleri (artı ve eksi yükler arasında oluşan kuvvet) eritrositleri sıkıca bağlar.

2) Hızlı düşme: Eritrositler birleşerek daha büyük moleküller oluştururlar. Bu yığın

oluşumu tek hücreye kıyasla daha hızlı düşer.

3) Paketleme: Dipte biriken eritrosit kütlesi çökme hızını yavaşlatır ve bu da ölçülen

eritrosit çökme hızını yavaşlatır.

Eritrosit sedimantasyon hızı, eritrositlerin çökmesine ve rulo biçimi oluşturmalarına bağlıdır.

Rulo Biçimi oluşumunu başlıca üç faktör belirler:

1. Eritrositlerin özellikleri. 2. Plazmanın gerilme kuvveti ve viskozitesi. 3. Plazmadaki büyük moleküllerin köprü yapma gücü.

173

3.3 Eritrosit Sedimantasyon Hızı Ölçümünde Kullanılan Yöntemler

3.3.1 Westergren Yöntemi

Eritrosit sedimantasyon hızı ölçümünde kullanımı en iyi bilinen, yüksek ve düşük değerleri en iyi ayırt eden yöntemdir. Dört hacim kan bir hacim %3,8’lik sodyum sitrat ile karıştırılır. Sodyum sitrat ve kan örneği direkt olarak karıştırılmalı ve kan alındıktan sonra iki saat içinde ölçüm yapılmalıdır. Standart Westergren cam tüpü tepedeki sıfır noktasına kadar doldurulmalı, dikey konuma ayarlanmalı ve bir saat bekletilmelidir. Dipten tepeye kadar olan mesafe belirlenmelidir. Sonuçlar Westergren x/mm şeklinde ifade edilmelidir. Sonucun doğruluğu için, pıhtılaşmayı engelleyici madde ve kan yeterince karıştırılmalı, testin iki saat içinde oda ısısında yapılması, tüpün titreşiminden kaçınılması gereklidir. Pıhtılaşmayı engelleyici olarak EDTA (etilendiamin tetraasetik asit) kullanılabilir. [3]

3.3.2 Wintrobe yöntemi

Ölçüm, oksalat içeren 100 mm-lik tüp kullanılarak yapılır. Karıştırma gerekmez. Hafif ve orta derecede çökme yükseklikleri için daha güvenilirdir. Daha büyük değerlerde küçük tüp daha hızlı paketleme aşamasına sebep olur; bu nedenle Wintrobe metodu asimetrik moleküllerin belirgin artışına bağlı durumlarda daha az duyarlıdır; yanlış olarak, daha düşük sonuçlar elde edilir. [3]

3.3.3 Mikro eritrosit yöntemi

Çocuklarda az miktarda kan ile çalışılabilmesi açısından kullanılışlıdır. Westergren düzeyleri ile benzerlik gösterir. Birkaç damla kan ile çalışılabilir. Süt çocuklarında sistemik iltihabı göstermek amacıyla kullanılır. [3]

3.4 Eritrosit Sedimantasyon Hızı Normal Değerleri ve Klinik Önemi Eritrosit Sedimantasyon Hızı(ESH),yaş ve cinsiyete göre değişkenlik gösterir. Kadınlar erkeklere göre daha yüksek bir bazal sedimantasyon değerine sahip olma eğilimindedir. Bu farkın hormonsal farklılıklardan kaynaklandığı düşünülmektedir. Yaşla ve cinsiyete göre normal kabul edilen ESH değerleri aşağıdaki gibidir:

• 1-12 yaş arası çocuklar için 10-20 mm/saat. • 12 yaşından büyük erkek çocuklar için < 15 mm/saat. • 12 yaşından büyük kız çocuklar için < 20 mm/saat. • Puberteden sonra normal de¤erin üst sınırı her 5 yıl için 0.85 mm/saat artar. • Westergren metodu ile ölçülen ESH’nın yaşa göre maksimum değeri kabaca

hesaplanabilir (6): ESH (Erkek ): Yaş / 2 mm/saat. ESH (Kadın): (yaş + 10) /2 mm/saat.

ESH klinik ortamda basit, ucuz ve geniş uygulama alanına sahip bir testtir. Normal, düşük veya yüksek hızlar geniş bir hastalık grubunda tanı ve tedaviye yardımcı olarak kullanılır. Teknik olarak minimal gereç kullanılarak kolaylıkla yapılabilir. Türkiye’deki laboratuarlarda ESH ölçümünün ortalama hastaya maliyeti 5 YTL’dir

174

ESH artışı klinik olarak üç tip bilgi edinmek amacıyla kullanılır. Bunlar; • Hastalık olup olmadığını anlamak. • Bilinen hastalığın seyrini ve sürecini takip etmek . • Tedaviye cevabı değerlendirmek.

olarak nitelendirilebilirler. 3.5 Kanın Işığa Verdiği Tepkiler

Çökelmiş kan 3 kısma ayrılır:

1) Plazma 2) Beyaz kan hücreleri 3) Kırmızı kan hücreleri.

Her kısmın kızılötesi ışık altındaki karakteristiği farklıdır. Emilen fotonların sayısı,

ortamdaki emilim yapan türlerin sayısı ile doğru orantılıdır. Tek renkli ve I0 şiddetinde ışıma,

b uzunluğunda ve n sayıda emilim yapabilen tanecik içeren bir ortamdan geçtikten sonra,

aşağıdaki şekilde görüldüğü gibi ortamı I şiddetinde terk eder. [5]

Şekil 1. Işığın Emilimi

Kabın çeperlerinde ortaya çıkan yansımalar ve çözeltide asılı halde bulunabilecek

taneciklerin neden olduğu saçılma gibi etkileşimler sonucu ortaya çıkan şiddet azalmaları

dikkate alınmazsa, I0 I şiddet azalmasının nedeni sadece ortamdaki türlerin ışımayı

emmesidir.[4]

Tek renkli ışıma, alanı S, kalınlığı dx olan ve dn emici tanecik içeren bir kesitten

geçtiğinde, ışımanın şiddetindeki azalma

175

(-dI / I) = (dS/ S ) (1)

eşitliği ile verilir. Kesit içindeki toplam emilim alanı, molekül sayısı ile orantılıdır:

dS = a.dn (2)

Eşitlikte a, orantı katsayısıdır. Bu eşitlikler birleştirilerek integrali alındığında, aşağıdaki

formüle ulaşılır:

(3)

ve integralin çözümü ile,

- ln I/I0 = a n/S ve log I0/I = a n / 2.303 S (4)

Elde edilir. Kesit alanı S, hacim V ve uzunluk b ise;

log I0/I = anb/ 2.303 V (5)

elde edilir. n/V molarite cinsinden derişime dönüştürülürse:

C= ( 1000n / 6.02x1023 V ) mol/l (6)

ve böylece

log I0/I = 6.02x1023 a b C / 2.303x103 (7)

olur. Bu formüldeki sabitler molar emilim sabiti(Є) ile değiştirilirlerse;

log I0/I = Є b C (8)

elde edilir. Beer-Lambert yasası adı verilen bu eşitlikte eşitliğin sol tarafı A ile gösterilirse;

A = log I0/I = Є b C (9)

176

formülüne ulaşılır. A ve C arasındaki basit doğrusal ilişki, analitik uygulamalarda kullanılır.

A, optik yoğunluk adını almaktadır. Eşitlikteki birimler, derişim C için mol/L, örnek kabının

kalınlığı b için cm ve molar sönüm Є için ise L/mol.cm cinsindendir.[4] Işık, belli kalınlıktaki

bir ortama girdikten sonra, şekil 2 de görüldüğü gibi, karşılıklı yüzeylerde iç yansımaya da

uğrar.

Şekil.2 İç Yansıma

Işık demeti, şekil 2 de görülen d kalınlığındaki bir ortama belli bir açı ile gelirse(i açısı),

ortamın terk eden ışınlar arasındaki yol farkından dolayı girişim olayı gözlemlenir. Işık

demeti yüzeye herhangi bir açı ile geldiğinde, diğer tarafta ortamı terk eden ışık için;

λ = 2 d n / m cos( i ) (10)

eşitliği yazılır. Burada n, d kalınlığındaki ortamın kırılma indisi, i geliş açısı, m ise bir tam

sayıdır. Görüldüğü gibi, her bir geliş açısı için, belli bir dalga boyundaki veya bunun bir

tamsayı ile bölünmüş değerlerindeki ışık, girişim yapar. [4] Sedimantasyon ölçümü,

kan numunesinin pıhtılaşmadan tutulmasını gerektirmektedir. Kanın pıhtılaşması, çökmeden

daha kısa süreceğinden ve çökmeyi engelleyeceğinden, pıhtılaşmanın engellenmesi gerekir.

Bunun için, 4 hacim kan, 1 hacim Etilendiamin tetra asetik asit (EDTA) ile karıştırılır.

Karışımın bulunduğu tüpe, üst ucu kapalı ve alt ucu açık bir kılcal boru daldırılır. Tüp ve

kılcal boru arasında bir lastik conta bulunmaktadır. Bu contanın tüp içerisine ilerletilmesi ile

tüp içerisine basınç uygulanır. Bu basınç sayesinde kan, kılcal boru içerinde ilerlemeye başlar

ve geri dönmez. Bu işlemler, Westergren yönteminin bir uygulamasıdır. Nuova Aptaca[

markasının ürettiği Sedi-rate sarf malzemeleri ile yapılmıştır.

177

4. CİHAZIN TASARIM ÖZELLİKLERİ VE TASARIM SEÇİM KRİTERLERİ 4.1 Tasarım Seçim Kriterleri Cihazımızı tasarlarken piyasadaki diğer cihazlarla rekabetini göz önünde tutarak kendimize başlangıç olarak kabul ettiğimiz belli özellikler vardır. Bunlar;

• Cihazın Boyutu ve Ağırlığı • Cihazın İşlem Hacmi ve Süresi • Analiz edeceği örnek miktarı • Bulunduğu hastanenin ve laboratuarın otomasyonu ile uyumluluğu • Maliyeti

Elde ettiğimiz bu sonuçlar ışığında cihazımızı 3 bölümden oluşacak şekilde biçimlendirdik.

Şekil 3. Tasarım Bölümleri

DONANIM

YAZILIM

MEKANİKTASARIM

178

4.2 SİSTEMİN ÖBEK ÇİZİMİ

Şekil.4 Öbek Çizim Sistemimiz temel olarak 3 bloktan oluşmaktadır. Bunlar algılayıcı bloğumuz, kontrol bloğu ve motor bloğundan oluşmaktadır. Kontrol Bloğu;

• Entegre ve algılayıcıların işlevsellik kontrolü • Her bir örneğin zaman takipleri ve ölçüm işlemleri • Motorların yön,hız kontrolü • Bilgisayar haberleşmesi ve kullanıcı arabiriminin kontrolü

İşlemleriyle ilgilenmektedir. Algılayıcı Bloğu;

• Üzerindeki entegreler ile her bir algılayıcıya ulaşabilmektedir. • Algılayıcı ağını hassas bir şekilde örnekler üzerinde gezdirilmesi

Motor Bloğu;

• Algılayıcı bloğunun hassas bir şekilde hareket ettirilmesinden sorumludur.

Haberleşme Arabirimi

Y-eksenli DC motor

sürücüsü

PIC 16F877 MCU

DC motor

Bilgisayar OtomasyonuEkran

Manyetik Kodlayıcı

Kızılötesi Algılayıcı

Kızılötesi Işık Kaynağı

179

• Tek eksen üzerinde hareket sağlamaktadır. • Üzerindeki manyetik kodlayıcılar ile hareketler takip edilir.

4.3 TASARIMIN DONANIM ÖZELLİKLERİ

4.3.1 Optik Algılayıcı ve Işık Kaynağı

Kanın çökme seviyesinin algılanabilmesi için, optik algılayıcı kullanılmıştır. Kan plazması %92 oranında sudan oluşur. Suyun ışık emiliminin en yüksek olduğu nokta 950nm’dir. [6] Numunenin plazma kısmı ile ışık kaynağımızın dalga boyları birbiriyle aynıdır. Dalga boyları uyuştuğu için, ışık plazmadan geçer. Serum kısmında ise, yüksek miktarda eritrosit bulunmaktadır. 960nm dalga boyunda kızılötesi ışık kaynağı bulunan ve kızılötesi algılayıcısı bulunan Fairchild marka H21A1 model algılayıcı kullanılmıştır.

4.3.2 Mikro denetleyici Ünitesi

Mikro denetleyici ünitesi, programlanabilir bir devre elemanı olması ile oldukça

kullanışlıdır. İçerisindeki donanımları kullanmak için gerekli kod yazılıp mikro denetleyiciye

yüklendiğinde, gerekli işi, birçok deve elemanı kullanmadan, güvenli ve hızlı bir şekilde

yerine getirmektedir. Günümüzde birçok firma mikro denetleyici üretse de, içerdikleri,

kullanım kolaylığı, dokümantasyon ve temin etme kolaylığı sebebiyle, Microchip firmasının

ürettiği PIC16F877A modeli projemizde kullanılan mikro denetleyici olarak seçilmiştir.

Projemiz kapsamındaki konuların başında motor sürülmesi, bir algılayıcı yardımı ile bilgi

toplanması ve bilgisayar haberleşmesi bulunduğundan, bütün bunların bir arada yapılabilmesi,

en kısa sürede ve maliyette üretilebilmesi için de, mikro denetleyici kullanmak, en uygun

seçimdir.

Mikrodenetleyiciler de birer devre elemanı olduklarından, çalışabilmeleri için

kendilerine özgü bir devrenin içinde bulunmaları ve bu devrenin onlara besleme, kristal

yardımı ile devre saatinin bildirmesi, düğme ya da led gibi çevresel elemanlarla bağlantıya

geçirmesi ve güvenli çalışma aralığında çalışabilmesi için önlemlerin alınmış olması gerekir.

Hazırladığımız denetleyici kartında; denetleyici beslemesi, sıfırlama düğmesi, kristal osilatör

ve giriş-çıkış pinleri için yuvalar bulunmaktadır. Mikro denetleyici uygulamalarının ilk

zamanlarında programlar PICASM dilinde yazılmışsa da, kullanım kolaylığı ve geliştirilmiş

yetenekleri sebebiyle, PICC yazılımı kullanılmaya başlandı. Rapor dâhilindeki kodlar, C dili

kullanılarak yazılmış kodlardır.

180

Proje dahilinde Pulse Witdh Modulation (PWM) ve Analog - Sayılsal

Dönüştürücü(ADC) gibi birtakım yöntem ve kavramlar pratik olarak kullanıldıklarından,

bilinmeleri yararlı olacaktır.

4.3.3 ADC İşlemleri

ADC terimi, analog verilerin, dijital ortam verilerine çevrilmesi anlamına gelmektedir.

Çeviricinin girişine uygulanan voltaj değeri, çeviricinin referans voltajına ve çeviricinin

hassaslığına göre, dijital bir sayıya çevrilir.

Şeki 5. ADC işlemine bir örnek

Çevrim işlemi, çeviricinin çözünürlüğü ile yakından alakalıdır. Çözünürlük, bit ile

ifade edilir ve çevricinin hassaslığını belirtir. PIC16F877A denetleyicisinin 10bitlik ADC’si

vardır[8]; referans voltajı 210 parçaya ölçeklendirilir ve girişe uygulanan değer buna göre

ölçülür. Referans voltajı olarak, genellikle denetleyicinin kendi besleme voltajı kullanılır.

Referans voltajını çözünürlüğe bölme işlemine “Quantization” adı verilmektedir. Çevricinin

çözünürlüğü arttıkça, çevrim hatası da azalmakta ve daha doğru sonuçlar elde

edilebilmektedir.

ADC kullanımının projemizdeki yeri, motorların hız kontrollerinin değişken dirençler

ile ayarlanmalarında, motorların dönüş kontrollerinin yapılmasında ve optik sensörün

okuduğu değerlerin ölçülmesi kısımlarındadır. [8]

Mikrodenetleyici ADC ayarlamaları ve kullanımı için, örnekleme saati, örnekleme

giriş ve çıkış portu ayarlamaları yeterlidir. Eklerde gerekli kodlar verilmiştir.

4.3.4 PWM İşlemi

DC motorların hızlarının ayarlanması, PWM işlemi ile mümkündür. PWM işleminde,

temel olarak, üretilen kare dalga üzerindeki görev dönüşümü(duty cycle) özelliğinin

181

değiştirilmesi bulunmaktadır. Bu yöntemde motorun hızı, motora gönderilen gücün kare

sinyal kontrolünde açılıp kapatılması ile kontrol edilir. Kare sinyalin tepe noktasında motora

tam güç giderken, taban noktalarında güç azalmaktadır. Tepe ve taban noktalarından başka bir

değer olamayacağı için de, aslında, motor durmadan açılıp kapatılmaktadır.

Şekil 6 : PWM ile oluşturulan sinyal örnekleri

4.3.5 Motor Sürme İşlemleri

Proje dâhilindeki hareketli parçalar, DC motorlar kullanılarak hareket

ettirilmektedirler. Gerekli hareketlerin oluşturulabilmesi için motorların hız ve yön

kontrolleri, mikro denetleyici tarafından denetlenmektedir.

Kullandığımız mikro denetleyicinin dâhili PWM sinyal üreteci bulunduğundan, PWM

sinyalleri üretmek oldukça kolaydır. Yazılım ile denetlenebilen PWM çarpanları sayesinde,

PWM çıkışından istenilen çıktıyı vermektedir.

Sinyal üretebilmek için, öncelikle mikro denetleyici içerisindeki timer2 modülü,

istenilen sinyal frekansına ayarlanmalıdır. Ardından da CCP modülü ayarlanır. Yüksek ve

182

alçak frekanslar, motorların titremesine ya da çalışamamalarına sebebiyet verir. Kullanılan

frekans, motorlarımıza da uygun olacak bir frekans olan 3KHz olarak belirlenmiştir.

Mikro denetleyicilerin çıkış güçleri 20mA dolaylarındadır ve bu değer, motorları

çalıştırabilmek için kesinlikle yetersizdir. Motorların çalıştırılabilmesi için yükselteçlerin

kullanılması gereklidir.

4.3.6. Kan Seviye Tespit İşlemleri

Sedimantasyon işlemi, fiziksel olarak ilerleyen bir işlemdir. Kan hücreleri fiziksel

olarak, yerçekiminin etkisi ile çökerler ve plazma, test tüpünün en üst kısmında şeffaf bir

şekilde kan hücrelerinden arınmış şekilde durmaktadır. Test tüpündeki sınırın ayrımı, şeffaf

noktanın bittiği ve hücrelerin başladığı yer olarak tanımlanabilir.

Seviye tespit algılayıcısının özelliği, sütundaki kan örneğinin şeffaf kısım ile şeffaf

olmayan kısımlarını karşılaştırarak, hücrelerin tam olarak nerede başladığını bulabilmesidir.

Bu mesafe bulunduğunda, sedimantasyon işlemi de gerçekleştirilmiş olacaktır.

Seviyenin tespit edilmesi için izlenen yol, oldukça basittir; tüpün üstünden ölçüm

yapmaya başlayan optik algılayıcı, şeffaf olmayan bir noktaya geldiğinde bunu fark edecek ve

bu noktaya kadar kat ettiği mesafeyi bildirecektir. Hataları en aza indirmek için de, böyle bir

nokta bulduğunda, bunun gerçek geçiş noktası olduğunu anlaması için ölçüm yapılmaya

devam edilir ve şeffaf olmayan kesim devam ediyorsa, ilk geçiş noktasının doğru nokta

olduğu kabul edilmiş olur.

Uygulamaya gelecek olursak, algılayıcı bloğundan gelen çıkışlar, mikro

denetleyicimizin ADC girişlerinden birine bağlıdır. ADC portundan örneklenen algılayıcı

verisinin hangi değerler için ne ifade ettiğini bulmak, test işlemleri ile mümkündür. Bu

noktada, kullanılması gereken değer aralığı tespit edilip, programın işleyişi buna göre

ayarlanabilir.

4.3.7. Bilgisayar Haberleşmesi

Mikro denetleyicilerin bilgisayar ile haberleşmesi, projemizde önemli bir yere sahiptir.

Otomasyon sistemlerinin en önemli özellikleri, bilginin en hızlı şekilde toplanması, işlenmesi

ve iletilebilmesidir.

183

Sedimantasyon işleminin dijital olarak gerçekleştirilmesi ve sonuçların hassas bir

şekilde elde edilmesinden sonraki adım, bu bilginin hızlı ve güvenli bir şekilde gerekli yerlere

ulaştırılması gelmektedir. Bunun en uygun yolu da, sedimantasyon cihazımızın bilgisayarlar

ile iletişime geçebilir olmasıdır. Kullandığımız mikro denetleyicinin dâhili RS232 desteği

sayesinde, seri port üzerinden bilgisayar bağlantısı oluşturmak en oldukça kolay ve etkili bir

yöntemdir.

Seri port üzerinden iletişim kurmak dendiği zaman, karşımıza RS232 standardı

çıkacaktır. RS232 protokolü başlangıçta telefon veri iletişimi için tasarlanmıştır ve daha sonra

standartlaşmıştır. Paralel port iletişiminde her veri biti aynı anda hedefe gönderilirken, seri

port haberleşmesinde bilgi, verici portundan, alıcının bildiği bir hızla hedefe gönderilir. Bu

veri gönderme hızı, “baud” ile birimlendirilmektedir. Seri port haberleşmesi asenkrondur; veri

hattı üzerinde, sadece gerektiği zamanlarda veri trafiği vardır. Klavye kullanımı, buna güzel

bir örnektir, sadece tuşlara basıldığında iletişim olmaktadır.

RS232 standardına göre, hat beklemede iken -15 ve -3 volt arasındaki negatif

bölgededir. Bilgi akışı olmadan önce “bilgi gönderme” sinyali gönderilir ve polaritede

değişimi yaşanır. Ardından, belirlenen hızda veri akmaya başlar. Bilgi gönderiminin

bitmesini, yine bir “sonlandırma” değişimi belirtir. +3 yukarısı “mantıksal 0”, -3 aşağısı

“mantıksal 1“ kabul edilir. -/+3 arası bölge ve sıfır seviyesinde olma durumu, tanımsızdır.

Mikro denetleyicilerin RS232 portları, RS232 standardından farklı çalışmaktadır; negatif çıktı veremeyeceği için, msx232 isimli bir entegreye ihtiyacımız var. Bu entegre sayesinde RS232 arabirimi kolaylıkla kurulabilmektedir. Yazılım olarak da, programın en üstüne eklenecek bir ayarlama(configuration) satırı, RS232 kullanımını destekleyen fonksiyonlar için gerekli desteği sağlamak için yeterlidir.

184

Şekil 7. Seri Arabirim Haberleşme Devresi 4.3.8 Algılayıcı Ağı Kontrol Arabirimi Algılayıcı bloğumuzda 20 adet algılayıcı çifti bulunmaktadır. Bu çiftler ışık kaynağı

ve algılayıcıdan oluştuğu için aynı anda çalıştıkları zaman bir birlerini etkileme olasılıkları vardır. Bu nedenle her bir çiftin ayrı ayrı çalıştırılması gerekmektedir.

Çiftlerin ayrı ayrı çalıştırılmasında kullandığımız yöntem kodlayıcı (DEC) ve

ayrıştırıcı(MUX) olasılıklarından oluşan düzenek kurmaktır. Kullandığımız PIC16F877A entegresinin çıkış sayısının kısıtlı olduğundan dolayı bu yöntem bizim tasarımımız için uygun görülmüştür. DEC parçasının işlevi denetleyiciden gelen şifreli seçim bilgisine göre, seçilen hatta toprak göndermektedir. Bu sayede sadece seçilen algılayıcının devresi tamamlanmış olur ve sadece istenen algılayıcı çifti çalışır. MUX parçası ise DEC farklı olarak seçilen kanaldaki analog bilgiyi denetleyicinin ADC okuma ayağına göndermesidir. Başka bir değişle bu işlem dijitla kontrollü analog kapıdır. Bu sistem sayesinde sadece istenilen algılayıcı okunur diğerleri ile bağlantı olması söz konusu değildir.

4.4 TASARIMIN YAZILIM ÖZELLİKLERİ

Cihaz üzerindeki yazılım, temel olarak, cihazın istenilen işlevleri yerine getirmesini

sağlamaktadır. Bu işlevler: motorların sürülmesi, konum kontrolü, ölçüm işleminin kontrolü

ve bilgisayar programı ile iletişimin gerçekleştirilmesidir. Programın işleyişini açıklamamız

gerekirse, ilk adım olarak, zamanlayıcılar, dalga üreteçleri ve ADC ayarlamaları yapılır.

Ardından, hareket sistemi elemanları kontrol edilir ve algılayıcılar, başlangıç konumuna

taşınır. Bu noktadan sonra, bilgisayardan test süreci başlangıcı için komut beklenir. Test

süreci, sedimantasyon ölçümü için 1 saattir. Sürenin sonunda, çökme noktası ölçümü için,

algılayıcılar hareket ettirilir. Mesafe ölçümünün sonunda, gerekli bilgi, uygun biçimde

terminale gönderilir. Ölçüm sürecinin sağlıklı bir şekilde sürdürülebilmesi için, işlemin her

adımının program tarafından kontrol edilmesi bir zorunluluktur. Hareketli sistemlerin doğru

hareket edip etmediği ya da test sürelerinin aşılıp aşılmadığı, donanımsal ve yazılımsal olarak

sürekli takip edilmektedir. Ek olarak, yapılan işlemler hakkında, terminale sürekli veri

yollanmaktadır. Bu sayede yazılım açısından gözden kaçan noktalar varsa bile, kullanıcı

tarafından sorunlar kolaylıkla gözlemlenebilmektedir. Aşağıda, programın akışını

gösterilmektedir. Ekler, açıklamaları ile birlikte denetleyici programı kaynak kodunu

içermektedir.

185

Şekil 8 Denetleyici Yazılımı Öbek Çizimi

4.5 TASARIMIN MEKANİK ÖZELLİKLERİ

Cihazın mekanik tasarımındaki en önemli faktör cihazımızın kapasitesi olmuştur. Kapasite belirlenmesi cihazın büyüklüğü ve çalışma prensibi için önemli bir etkendir. Bu kriterler ışığında cihazın şekli hesaplanabilir. Bu hesaplamalar için Autocad ve Solidworks gibi CAD-CAM programlarından yardım alınmıştır. Cihazın 3-boyutlu animasyonu eklerde bulunmaktadır.

Cihazın mekanik kısmı tek eksende yukarı-aşağı hareketi yapacaktır. Bu mekanizma için

hareket üretici bir motor, motor hareketini sonsuz vida miline ileten dişli sistem, sonsuz vida mili, mil uçlarında iki rulman ve mil hareketini eksene aktaran bir somun kullanıldı. Mekanizmanın önemli parçalarından vidalı somunun hareketine yataklık eden ve lineer rulman görevi gören mil ve vidalı somun, amatör parçalardan montaj edilmiştir. Sonuçta, kullanılan amatör parçalar mekanik sistem üstünde sürtünmeler, kasılmalar ve boşluklar oluşturmuştur. Kasılma ve sürtünmeler el ile yapılan ayarlamalar sonucunda minimum düzeye indirilmiştir. Somunlardan kaynaklanan boşluklar (backlash) ise fazla hata oluşturmadığı için göz ardı edilmiştir.

Program Başlangıcı

Kesme ve Zamanlayıcı Ayarları

Analog Çeviricinin Ayarlanması

Motorların Başlangıca Alınması

Yeni Tüp eklendi mi?

Ölçümü Başlat

Seviye Farkı Tespit Edildi

mi?

Algılayıcıyı Hareket Ettir

Sonuçları işle

Algılayıcı Tablasının Kalibrasyonu

Yeni Tüp Eklendi mi?

Sonuçları Ekrana gönder

186

Vidalı mil ve lineer hareketi sağlayan mil döküm gövdeye, yataklarda rulman

kullanılarak monte edilmiştir. Millerin sabitlenmesinde uygun standartta segmanlar kullanılmıştır. Sonsuz vida mili M10 olarak standart kullanılmış olup 1 hatve’si 1.5mm’dir.

Cihazımın dış tasarımında 1.6mm kalınlığında paslanmaz saç kullanılmıştır. Dış

tasarımın paslanmazlık garantisi ve dış görünümünün boya gerektirmemesi avantajımıza iken normal saç malzemelerden daha ağır olması, cihaz için dezavantaj olmuştur.

. Tüplerin ekseni ile algılayıcıların bulunduğu elektronik kartın üzerindeki delik eksenleri

aynı hizada olmalıdır. Bu hassasiyeti saç parça imalatında yakalamak pek mümkün olamamıştır. Eksenler arası hassasiyeti yakalamak için tüplerin koyulacağı saç parçayı ayrı yapmaya karar verdik. Böylece bütün tüpleri 3-5mm hareket ettirilebilecek ve gerekli hassasiyet sağlanabilmiştir.

Tüplerinin koyulacağı saç levhanın üretimi ve üst kapağın üretimi CNC Punch

makinelerinde gerçekleştirildi. Saç parçalar, maliyeti aşağı seviye tutmak için yapılabilirliği kolay olacak şekilde tasarlandı. Saç parçaların birbirlerine montajında M3x10 Konik Başlı Tornavida Kanallı vida kullanılmıştır.

5. TASARIMIN TEKNİK ÖZELLİKLERİ Uyguluma: Kandaki Eritrosit Çökme Hızının Ölçümü Uygun Olduğu Test Tüpleri: Monoset ve SediRate Büyüklük: 380x300x200 Ağırlık: 7,2kg Güç Kaynağı: 220V AC, 60Hz, 350mA Çalışma Koşulları: 15-32 0C arasında Kanal Sayısı: 20 Analiz Kapasitesi: maksimum 60 test/saat Örnek Kapasitesi: 20 Örnek Yükleme Biçimi: Rasgele Sonuçlar: Westergren yöntemi Ölçüm Çözünürlüğü: +/- 1mm Ekran: 4x20 Aydınlatmalı LCD Ekran Bilgisayar Bağlantısı: Çift Yönlü RS232

187

6. TASARIMIN MALİYET ANALİZİ Kontrol Arabirimi

Malzeme Adet Fiyat ( YTL)

PIC16F877 1 10 MAX232 1 2.5 24C256 1 4.5 20MHz Kristal 1 0.5 7812 1 0.5 7808 1 0.5 7805 1 0.5 20K Pot 1 0.75 4x20 LCD Ekran 1 22.5 Dişi RS232 Terminal 1 0.5 1 mF 4 0.07 100 nF 2 0.05 250 mF 2 0.05 100 ohm 6 0.75 4.7kohm 1 0.05 33 pF 2 0.04 BC237 3 0.14 1Kohm 5 0.25 IRFZ44 1 0.75 16 pin soket 1 0.15 8 pin soket 1 0.15 40 pin soket 1 0.15 1N4001 1 0.3 Röle 12V 1 5.5 Toplam 51.15 Mekanik Kısımlar ve Dış Tasarım Lineer Hareket Elemanları 25 Dış Gövde Metal İşçiliği 45

Lineer Hareket Elemanları Montajı 20

12V DC Motor 1 20 1m2x1.6mm paslanmaz sac 15 Çeşitli Vida ve Somunlar 6 PGT1 Düz Dişli 2 10 Toplam 141 Algılayıcı Bölümü H21A1 20 20 74154 1 4 4067 1 2 1K ohm 20 1.5 270 ohm 20 1.5 24 pinlik soket 2 0.3 Toplam 29.3

GENEL TOPLAM 221.45

188

7. PROJE ANALİZİ PROJENİN SWOT ANALİZİ GÜÇLÜ YANLARIMIZ

• Geliştirilecek ürünün Türkiye ve küresel sağlık sektörüne katkı sağlaması

• Girişimcilerin genç ve bilgi düzeylerinin yüksek olması • Girişimin üniversite-sanayi-araştırma işbirliğini artırması • Ürünün, ithal gelen rakiplerine karşı maliyetinin çok düşük olması • Şirketin yerel olmasından dolayı satış sonrası desteğinin

rakiplerinden üstün olacağı • Ürünün paketinin tamamının Türkçe olması

ZAYIF YANLARIMIZ

• Kurumsal yapının net olmaması ve organizasyon yapısının belli olmaması

• Mevcut küresel rakiplerin fazla olması • Durmadan değişen teknolojiye uyum sorunları • Organizasyonun finansal yapısının belli olmaması

FIRSATLARIMIZ

• Devletin küçük ölçekli firmalar ve ar-ge desteğinin artırması • Uluslar arası işbirliğinin artması • 20 saniyelik bir üst modele yükseltilebilme ihtimali

TEHDİTLERİMİZ

• Ürünün set karşılığı sağlık kurumuna verilmesi • Yakın zamanda genel seçimlerin olması • Proje destekleyicisinin kesinleşmemesi • Ülkedeki ar-ge kültürünün zayıf olması

MÜŞTERİ KİTLEMİZ

• Büyük ve orta ölçekli devlet hastaneleri, üniversite hastaneleri • Sağlık ocakları • Özel dal hastaneleri • Büyük ve orta ölçekli laboratuarlar

189

9.SONUÇ VE ÖNERİLER

Bu projede insan kanındaki eritrositlerin, 30 dakika içindeki çökme hızını tam otomatik olarak 20 örnek için ölçen bir cihaz tasarımı sunulmaktadır. Sedimantasyon hızının ölçümünde kullanılan yöntem, elle çalışmalarda standart olan Westergren yönetimi ile uyumludur. Bu teknik ile laboratuar ortamında gerçekleştirilen sedimantasyon ölçümlerinde büyük kolaylık sağlanmaktadır.

Günlük ortalama 400 test kapasitesi, üretim maliyetinin düşük olması, kullanıcı dostu

arabirimi ve laboratuar bilgi sistemlerine uyumluluğu ile piyasadaki diğer cihazlarla yarışabilecek düzeyde bir cihaz oluşturulmuştur. Tasarım üretim aşamasına geldiğinde çeşitli farklılıklara gidiline bilinir.

Bunlar ;

• Dış tasarımdaki ve kullanılan malzemelerdeki değişimler • Elektronik işçiliğine bağlı olarak, algılayıcı ağının değiştirilmesi • Terminal programına veri tabanı özellikleri eklenerek, istatistiksel işlevsellik

kazandırılması • Seri port yerine USB ya da LAN sistemine geçilerek, daha hızlı ve güvenilir

veri akışı sağlanabilir.

Sonuç olarak; yüksek işlem kapasiteli, güvenilir ve düşük maliyetli bir laboratuar cihazı Türkiye şartlarında üretilmiştir. 10.KAYNAKLAR

[1] Gambino SR, Dike JJ, et al, "The Westergren Sedimentation Rate Using K3 EDTA," Am J

Clin Pathol, 1965, 43:173

[2] E. D. Plass, M. D. Rourke, “A New Procedure For Determining Blood Sedimentation

Rates”, The Department Of Obstetrics And Gynecology, State University Of Iowa, Iowa

City, 1928

[3] Çam H, Özkan H., “Eritrosit Sedimentasyon Hızı”, Türk Pediatri Arşivi 2002, Cilt 37,

Sayı 4, 194:200

[4] Prof. Dr. A. Yildiz, Prof. Dr. Ö. Genç, Prof. Dr. S. Bektaş, “Enstrümantasyon Analiz

Yöntemleri” Hacettepe Üniversitesi Yayınları, s13:14, s23:s25

[5] Durduran T. “Non-Invasıve Measurements Of Tissue Hemodynamıcs With Hybrid

Diffuse Optical Methods”, The Faculties Of The University Of Pennsylvania,

190

[6] Thomas RD, Westengard JC, Hay KL, et al: Calibration and validation for erythrocyte

sedimentation tests. Arch Pathol Lab Med 1993; 117:719-723

[7] Johansson J, Sigurdsson T, Holmberg L, et al: Erythrocyte sedimentation rate as a tumor marker in human prostatic cancer. Cancer 1992; 6:1556-1563 [8] Getting Started - Analog-to-Digital Converters, Microchip international, 2001

[9] Brigden M, Clinical Utility of the Erythrocyte Sedimentation Rate, , Cancer Agency,

Kelowna, British Columbia, Canada, American Family Physician, Vol. 60/No. 5, 1 October

1999

191

11. EKLER EK 1 SİSTEMİN 2 BOYUTLU TEKNİK ÇİZİMİ

192

EK 2 SİSTEMİN HAREKET AKSAMI VE ALGILAYICI BÖLÜMÜ

193

EK 3 SİSTEMİN DIŞ TASARIMI

194

195


SARGI BEZİ ŞERİT HAZIRLAMA, KATLAMA, KESME VE PAKETLEME MAKİNASI TASARIMI

Yrd. Doç. Dr. Nihat Gemalmayan

SARGI BEZİ ŞERİT HAZIRLAMA MAKİNASI Bu projede, istenilen ende kesilip hazılanan ve makinaya takılan rulodan 50, 75, 100 mm ende 4 dört kat şerit hazırlayan bir makinanın kullanıma sunulmasıdar. Örnek olarak; 75 mm x 75 mm lik bir spanç için makinaya 300 mm eninde rulo bağlanarak bu işlem gerçekleştirilir. Makine hız kontrollü olup, şerit ütülenmesi için hız ayarı ve frenleme sistemi kolaylıkla kumanda edilmektedir.

Şekil 1. Sargı bezi şerit hazırlama makinasi yandan görünüşü

Şekil 2. Sargı bezi şerit hazırlama makinası önden görünüşü

Yurt dışından ithal edilen makineler dizayn ve teknoloji olarak ileri teknoloji ürünü olmamasına rağmen, ülkemizde üretiminin yapılmaması sebebiyle dışarıdan oldukça pahalıya ithal edilmekte ve ülkemizden önemli miktarda döviz çıktısına neden olmaktadır. Sargı bezi şerit katlama, kesme ve paketleme makinesi tasarımı ve tamamen yerli üretimi ile yurt

196

dışından ithal edilen makinelerin üçte biri fiyatına daha az maliyetle ülkemize kazandırılmıştır. Sargı bezi şerit hazırlama makinası ile bir personel 4 veya 8 kat şeriti kolaylıkla hazırlayabilmektedir. Makinada giriş rulosu çapı max 450 mm olup, çıkış şerit eni 50, 75, 100 mm ve çapları ise 600 mm olmaktadır. Makina dakikada min 30, max 60 metre şerit hazırlayabilmektedir. Makinamızda, (1) Ana Motor, (2) Kontrol Kutusu, (3) Alt taban, (4) Giriş rulo kasnağı, (5) I. Katlama çubukları, (6) II. Katlama çubukları, (7) Gerdirme Merdaneleri, (8) Sarıcı Merdane olmak üzere 8 ana bölge mevcuttur. Makinanın bezle temas eden kısımları hijyenik olarak krom ve nikel kaplatılmış olup makine gövdesi fırın boya yapılmıştır. Makina kontrol sisteminde devre koruyucular ve otomatik yük şalterleri bulunarak makinanın zorlanması durumunda emniyetli koruma sağlamaktadır. Makinada her ortamda çalışabilmesi için 220 Volt gerilim uygulanmıştır. Makina üretim hızı dakikada 50 adet katlanmış ve paketlenmiş sargı bezidir. Sargı bezi standart olarak 200 mm (genişliği 50 mm) veya 400 mm (genişliği 100 mm) uzunluğunda kesilmekte ve 4 kat olarak katlanmaktadır. Katlanan sargı bezi ölçüleri 50x50 mm ve 100x100 mm boyutlarındadır.

Şekil.3 Şerit hazırlama makinası

197

Şekil.4 Şerit hazılama makinesının genel görünüşü

SARGI BEZİ KATLAMA, KESME VE PAKETLEME MAKİNASI

Sargı bezi katlama ve paketleme makinesinde bir elektrik motorunun milinden alınan moment, kayış kasnak sistemi vasıtasıyla dişli mekanizmaya iletilmektedir. Dişli çarklarda üzerlerinde bulunan milleri ve buna bağlı bronz merdaneleri döndürmektedir. Rulodan gelen şerit sargı bezi bronz merdanelerin arasından geçerek 16 kat olarak katlanması sağlanmaktadır. İlk katlamadan sonra sargı bezi belirli bir standartta kam milindeki bıçak sayesinde kesilmekte ve daha sonra paketlenmektedir.

198

Aşağıda Şekil 5,6,7 ve 8’de sargı bezi katlama ve kesme işlemlerini gerçekleştiren elemanların şematik gösterimi yer almaktadır.

Şekil 5. Sargı bezi katlama makinesi önden ve yandan görünüşü: 1. Sargı bezi rulosu, 2.

Katlama merdaneleri ve katlayıcı grubu, 3. Paketleme kağıt rulosu, 5. Kumanda paneli 6. Paketleme kağıdı ikinci yapıştırma sistemi, 7. Taşıyıcı şasi sistemi 8. Kesme kamı 9. Birinci katlama kamı, 10. İkinci katlama kamı, 11. Üçüncü katlama kamı, 12. Paketleme kağıdı birinci yapıştırma sistemi, 13. Paketi son yapıştırma ve kesme sistemi 14. Elektrik motoru

199

Şekil 6. Katlama makinesinde birinci katlama işleminin gerçekleştirilmesi

Şekil 6’da görüldüğü gibi rulodan gelen sargı bezi XI ve XII merdanelerin arasından geçerek V ve VI merdanelerinin önüne gediğinde 1 nolu kamdan hareket alan 5 nolu katlayıcı sargı bezine vurarak sargı bezinin merdaneler arasına girmesini sağlamış olur. Katlama takipçinin kamın en düşük seviyesinde olduğu anda olmaktadır.

Burada yeşil renkli daireler makinenin sağında bulunan dişli çarkları, taralı daireler mil üzerindeki merdaneleri, mavi renkli daireler ise kesme ve katlama kamlarına hareket ileten ve makinenin solunda bulunan dişli çarkları göstermektedir.

200

Şekil 7. Katlama makinesinde ikinci katlama işleminin gerçekleştirilmesi

Şekil 7’de görüldüğü gibi rulodan gelen sargı bezi XI ve XII merdanelerin arasından geçerek VII ve VIII merdanelerinin önüne gediğinde 2 nolu kamdan hareket alan 5 nolu katlayıcı sargı bezine vurarak sargı bezinin merdaneler arasına girmesini sağlamış olur.

201

Şekil 8. Katlama makinesinde üçüncü katlama işleminin gerçekleştirilmesi

Şekil 8’de görüldüğü gibi rulodan gelen sargı bezi XI ve XII merdanelerin arasından geçerek VIII ve IX merdanelerinin önüne gediğinde 3 nolu kamdan hareket alan 5 nolu katlayıcı sargı bezine vurarak sargı bezinin merdaneler arasına girmesini sağlamış olur. Katlama takipçinin kamın en düşük seviyesinde olduğu anda olmaktadır.

202

Şekil 9. Katlama makinesinde kesme işleminin gerçekleştirilmesi

Şekil 9’da görüldüğü üçüncü katlama işlemi de tamamlandıktan sonra kesme kamından hareket alan bıçak mekanizması bıçağı ileri geri hareket ettirerek kamın her bir devrinde bir adet sargı bezinin kesilmesini sağlanmaktadır.

203

Şekil 10. Katlama makinesinde katlama, kesme ve paketleme işlemi gerçekleştirilmiş sargı

bezi görünüşü Şekil 9 ve Şekil 10’da görüldüğü gibi kesme işlemi tamamlanan sargı bezleri paketlenerek kullanıma hazır hale getirilir.

Şekil 11, Katlama ve kesme işlemi yapan makinanın genel görünüşü Sargı bezi şerit hazırlama,katlama, kesme ve paketleme makinesi sayesinde hastanelerde ve sağlık kuruluşlarında daha önce insan gücü ile yapılmakta olan işlemler daha hijyen, ekonomik ve kısa sürede gerçekleştirilebilmiştir. Hastanelerimizin bütün poliklinik servislerinde kullanılan spanç adı verilen bu bezlerin günümüzde hasta bakıcılar ve yerine göre hasta yakınlarından faydalanmak suretiyle bütünüyle elle yaptırılması hijyenin yanında , üretim kapasitesi ve kalite olarak çok ilkel bir durumdadır. Bu projede gerçekleştirilen makinalar yardımıyla ülkemizdeki hastanelerin poliklinik spanç hazırlamaları daha seri, daha hijyenik ve daha az personel ile gerçekleşecektir. KAYNAKLAR:

1- Rende H, , Makina Elemanları Cilt II, s: 47, 56 , (1997) 2- Norton R.L., Design of Machinery, p: 78 , 134 , (1992) 3- Hibeler R.C., Mechanics of Materials p: 57, 165, (1991) 4- Arthur G.E., Mechanism Design, ( Analysis and Synthesis),p: 96, 123, (1997) 5- Norton R.L. Machine Design, p: 147, 283, 285,343, 630, 719, (2000)

204

205


PALET VE TEKER DÖNÜŞÜMLÜ MERDİVEN ÇIKABİLEN AKÜLÜ ÖZÜRLÜ ARABASI PROJESİ


PALET VE TEKER DÖNÜŞÜMLÜ MERDİVEN ÇIKABİLEN AKÜLÜ ÖZÜRLÜ

ARABASI

Özürlü ve hasta insanlar, dünyamızda mevcut özürleri veya hastalıklarının yanı sıra yaşam tarzının ve sistemlerin engelsiz insanlara göre düzenlenmiş olması nedeniyle her zaman bir kademe daha fazla yaşam zorluğu çekmektedirler. Tekerlekli sandalye kullanma mecburiyetinde olan bir insan, belki bir nebze ulaşım sorununu çözebilmektedir, ancak herhangi bir kaldırıma veya merdivene rastladığında bu engeli aşamamaktadır. Sokaklarda ve evlerde tekerlekli sandalye kullanan insanların kullanabilmesi için gerekli olan rampaların sayısı hem çok azdır hem de mevcut rampaların dikliği çok fazladır. Dünyamızda genellikle 4 kata kadar olan binalarda asansör bulunmamaktadır. Bu gibi durumlarda, özürlü veya hasta bir insanın tekerlekli sandalyesi olsa bile istediği herhangi bir yere gidebilmesi neredeyse imkansızdır.

Tüm bu olumsuzluklar, hasta veya özürlü insanların yaşamlarını sürdürebilmeleri için başka bir insana mahkum olmalarını beraberinde getirmiştir. Bu yapı da hem özürlü veya hastayı hem de onlara bakan insanları zor duruma sokmakta ve yaşam bu insanlar için artık bir eziyet haline gelmektedir.

Özürlü ve hasta insanlarımızın önüne çıkacak engelleri kolayca aşabilmelerini sağlayacak ve başkasının yardımına gerek kalmadan merdiven çıkabilecek akülü bir tekerlekli sandalyenin tasarımı ileride bu insanların mevcut araçlardan daha ucuz ve daha kullanışlı bir araca sahip olmalarını sağlayacaktır.

Bu uygulamada, ya tekerlekli sandalyeye entegre bir palet sistemi ya da tekerlekli sandalyeye sonradan takılabilen portatif bir palet sistemi kullanılmaktadır. Düz yolda giderken normal bir tekerlekli sandalye gibi tekerlekler kullanılmakta merdivende ise palet kullanılmaktadır. Fakat bu iki uygulamada da hasta, merdiveni tek başına inip çıkamamakta ve tekerlekli sandalyeyi palet sistemine geçirip tekerlekli sandalyeye bir eğim verecek ikinci bir kişiye ihtiyaç duymaktadır.

Yapılan araç, merdiveni arka arka giderek çıkmakta ve ileri giderek inmektedir. Merdiveni arka arka çıkmasının sebebi, tahrik motorlarının arkada olması ve merdiven çıkarken oluşacak ilk yükün motorlara yakın bir yerden karşılanmasının istenmesidir. Böylelikle güç kaybı minimum olacaktır.

Yapılan araç, hem merdiven çıkabildiğinden hem de düz yolda gidebildiğinden kullanıcının her iki koşulda da rahat ettirilmesi ve kendisini güvende hissetmesi sağlanmıştır. Yapılan aracın genel ebatları aşağıda verilmiştir.

206

Dıştan dışa genişlik : 625 mm Uzunluk : 1150 mm Oturma genişliği : 500 mm Oturma derinliği : 450 mm Yükseklik :1000 mm Sırt yüksekliği : 700 mm Aracın genel özellikleri aşağıda belirtilmiştir. Taşıma kapasitesi : 95 kg. Çıkabileceği maksimum merdiven yüksekliği : 180 mm Gerekli minimum merdiven genişliği : 800 mm Akü tipi : 24 V, 40 A Maksimum çalışma süresi : 3 saat Motor tipi : 2 adet 24 V DC motor

Yapılan araçta; koltuk şasisi, tekerlek şasisi ve palet şasisi olmak üzere 3 adet ana şasi mevcuttur. Araç, düz yolda tekerlek şasisi üzerine monte edilmiş 3 adet tekerlek yardımı ile ilerlemektedir. Söz konusu 3 adet teker, yerle temas halinde iken paletler yaklaşık 30 mm yukarıda ve hareketsiz halde durmaktadırlar. Ön tekere bağlantılı herhangi bir dümen sistemi bulunmamaktadır. Yani ön teker, sarhoş teker pozisyonundadır. Arkada bulunan 2 adet tekere, ayrı ayrı 2 adet motor bağlanmıştır. Sistem hareketini bu 2 motordan almaktadır. Bu motorlar ayrı ayrı kontrol edilebildiğinden araçta dümen bu motorlarda olacaktır. Araca bağlanacak elektronik kontrol kartı ve joystick (dümen) yardımı ile bu motorlara akım gönderilecektir. Motorlar, dümenin konumuna göre farklı sayıda devir atabilmesinin yanı sıra aynı anda farklı yönde dönebilecektir.

Resim 1 Tekerlek ve palet şasileri

Resim 2 Arka tekerler, kilit tertibatı ve motorlar

207

Araç merdiven çıkacağı zaman, araca monte edilmiş bir düğme yardımı ile tekerlekler yukarı doğru hareket ederek yerle temasını kesecek ve tasarlanan palet sistemi devreye girecektir. Tüm bu hareketler araca eklenen bir motor ve buna bağlı hareket vidası sistemi ile yapılacaktır. Yapılan araçta palet olarak, zincir ve bunun üzerine takılmış takozlar kullanılmıştır.

Resim 4 Araçta kullanılan zincirler

Resim 5 Takozların zincire bağlantı durumu

Araçta kullanılan takozlar, polyamid ve üzerine yapıştırılmış poliüretandan oluşmaktadır. Takozların ayrı ayrı olması, hem zincir dişlilerinin yuvarlanma dairelerine kolayca adapte olabilmesini sağlamakta hem de merdiveni kavramada sorun çıkmamasına neden olarak hareket kolaylığı sağlar.

208

Resim 6 Aracın genel görünüşü

Resim 7 Aracın genel görünüşü

209

KAYNAKLAR: 1. Murray, L., Takakazu, I., “Modeling of a Stair Climbing Wheelchair Mechanism with

High Single Step Capability”, IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering, Cilt 11(3): 323-332 (2003).

2. Köseoğlu, S., “Teorik Etüd ve Pratik Sayısal Örneklerle Merdivenlerin Statik ve

Betonarme Hesapları”, Matbaa Teknisyenleri Matbaası, İstanbul, 25-43 (1974). 3. Çekiç, E., “Ahşap Kapılar”, İTÜ Makina Fakültesi Yayınları, İstanbul, 33 (1974). 4. Deniz, Ş., “Merdiven Çıkan Elektrikli Hasta Arabası Tasarımı ve İmalatı”, Yüksek Lisans

Tezi, Gazi Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü, Ankara, 5-85 (2001). 5. Eminkahyagil, E., “Konstrüksiyon El Kitabı”, Ankara Yüksek Teknik Öğretmen Okulu

Basımevi, Ankara, 22-28 (1978). 6. Akkurt, M., “Makina Elemanları 1-2”, Birsen Yayınevi, İstanbul, 424, 490-495, 502-515,

702-704 (2000). 7. Neufert, E., “Yapı Tasarımı Temel Bilgileri”, Güven Kitabevi, Ankara, 3-41 (1974) 8. Düzgün, D., “Dişli Çarklar”, TSE Yayınları, Ankara, 22-33-65, 120-146 (2004) 9. Düzgün, D., “Vidalar”, TSE Yayınları, Ankara, 23-52 (2004). 10. Düzgün, D., “Makina Kostrüksiyonu”, TSE Yayınları, Ankara, 41-52,99,117 (2004). 11. Düzgün, D., “Makina Elemanları”, TSE Yayınları, Ankara, 1-35,69-93 (2004). 12. Söylemez, E., “Mechanisms 3rd ed”, ODTU Yayınları, Ankara, 163-225, 280-337 (1999). 13. Hibbeler, R., C., “Mechanics of Materials 3rd ed, Prentice Hall International, New

Jersey, 2-52, 86-112, 180-246, 290-338, 543-566 (1997). 14. Şen, Z., Özçilingir, N., “Makina Meslek Resmi”, Çözüm Matbaası, İstanbul, 153-188,

192-220 (2001). 15. Yılmazel, C., “An Investigation on Biomechanics of Wheelchair Propultion”, Yüksek

Lisans Tezi, ODTU Fen Bilimleri Enstitüsü, Ankara (1996). 26. Ayık. M., “Stability Augmentation of a Semi- Autonomous Wheelchair”, Yüksek Lisans

Tezi, ODTU Fen Bilimleri Enstitüsü, Ankara (2005)

210

211


VİNÇ SİSTEMLİ HAREKETLİ HİDROLİK SEDYE PROJESİ Yrd. Doç. Dr. Nihat Gemalmayan

VİNÇ SİSTEMLİ HAREKETLİ HİDROLİK SEDYE

Vinç sistemli hareketli hidrolik sedye; yürüyemeyen veya yürümekte g ü ç l ü k ç e k e n h a s t a l a r ın b a n y o , t u v a l e t v . b t e me l i h t i y a ç l a r ın ı karşılayabilmeleri amacıyla tasarlanmıştır.

Şekil 1. Vinç sistemli hareketli hidrolik sedye yan ve arka dan görünüşü

Bedensel engelli hastalar temel ihtiyaçlarını yakınları yardımıyla karşılamaktadır. Vinç sistemli hareketli hidrolik sedye, hastaların yattıkları yerden kaldırıp sedyeye konularak istenilen yere arka gövdedeki tutacak yerlerinden tutularak sarhoş tekerler üzerinde götürülmesini ve sedyenin kullanıldığı yere göre yükseklik ayarının yapılmasını sağlar.

Bu sistemde sedyenin banyoda suya maruz kalarak eskimesi veya zarar görmemesi için hidrolik lift ve sedye bölümü tamamen mekanik bir yapıda tasarlanmıştır. Vinç bölümündeki ceraskal vincin yüksekte bulunması nedeniyle su ile temas sorunu yoktur.

Vinç sistemli hareketli hidrolik sedyede engelli hastanın tuvalet ihtiyacını sağlaması için sedyenin önünde açılıp kapanan sürgülü bir kapak bulunmaktadır. Sürgünün çekilmesi ile hasta klozete oturabilmektedir. Sedyenin klozet seviyesine

212

yükseltilip alçaltılması hidrolik silindir vasıtası ile sağlanır. Sedye seviyesi manivela yardımıyla yükseltilir, hidrolik silindirin vanası açılarak hastanın ağırlığıyla yavaşça alçaltılarak klozete oturma konumu tam olarak ayarlanır.

Bu sistemde hastanın yataktan alınıp sedyeye dengeli ve güvenli olarak konulması vinç kolundan çıkan halata kanca ile asılan taşıyıcı profil ve elektrikli ceraskal vinç ile sağlanmaktadır. Hasta taşıyıcı profile sırttan bir, ayak bileklerinden iki halat ile bağlanıp sedyeye ceraskal vinç yardımıyla kolayca kaldırılıp taşınır. Hastaya bağlanan ayak bileği ve sırt aparatları taşıyıcı profil üzerindedir.

Hidrolik sedye vinç kolunun döndürüldüğü yönde denge ayağının açılması ile yere sabitlenir. Şekil 2. Denge ayaklarının açılmış görüntüsü

213

Şekil 3. 1.Tekerlekli ayaklar, 2. Denge ayağı, 3. Hidrolik silindir ve manivelası, 4. Sürgülü kapak 5. Sedyenin kaymalı yatakları, 6. Hidrolik yağ tankı ve pompa mekanizması, 7. Sedye, 8. Taşıyıcı profil, 9. Makara, 10. Vinç kolu, 11. Ceraskal, 12. Gövde, 13. 180 ° dönebilen bilyeli vinç kolu yatağı

Vinç sistemli hareketli hidrolik sedye; tekerlekli ayaklar (1) ve destek ayağından

(2) oluşan gövde (12) ile gövde profillerine bağlı yatak (5) üzerinde aşağı yukarı hareket eden sedye (7), sedyenin ön tarafındaki sürgülü kapak (4), sedyeyi aşağı yukarı hareketini sağlayan hidrolik silindir (3) ve hidrolik yağ deposundan (6) oluşan sedye bölümü ile hastanın sedye üzerine taşınmasını sağlayan elektrik vinci (11), vince bağlı makara (9), vinç kolu (10), vinç kolu yatağı (13) ve halata bağlı taşıyıcı profilden oluşmaktadır.

Vinç sistemli hareketli hidrolik sedye sayesinde yürüyemeyen veya kendi kişisel ihtiyaçlarını karşılayamayacak durumda olan felçli hastaların tuvalet ve banyo ihtiyaçlarını karşılamalarında kolaylık sağlanmıştır.

KAYNAKLAR: 16. Eminkahyagil, E., “Konstrüksiyon El Kitabı”, Ankara Yüksek Teknik Öğretmen Okulu

Basımevi, Ankara, 22-28 (1978). 17. Akkurt, M., “Makina Elemanları 1-2”, Birsen Yayınevi, İstanbul, 424, 495, 515, 702-704

(2000). 18. Neufert, E., “Yapı Tasarımı Temel Bilgileri”, Güven Kitabevi, Ankara, 4-41 (1974) 19. Düzgün, D., “Dişli Çarklar”, TSE Yayınları, Ankara, 22-30-43-65, 120-136 (2004) 20. Düzgün, D., “Vidalar”, TSE Yayınları, Ankara, 20-60 (2004). 21. Düzgün, D., “Makina Kostrüksiyonu”, TSE Yayınları, Ankara, 52,99,120 (2004). 22. Düzgün, D., “Makina Elemanları”, TSE Yayınları, Ankara, 9-35,63-93 (2004). 23. Söylemez, E., “Mechanisms 3rd ed”, ODTU Yayınları, Ankara, 163-225, 280-337 (1999). 24. Hibbeler, R., C., “Mechanics of Materials 3rd ed, Prentice Hall International, New

Jersey, 2-52, 86-112, 180-246, 290-338, 543-566 (1997). 25. Şen, Z., Özçilingir, N., “Makina Meslek Resmi”, Çözüm Matbaası, İstanbul, 153-188,

192-220 (2001).

214

215


Prop Mikrokopi Ailesi – Taramalı Tünel ve Atomik Kuvvet Mikroskopu Cihazı Tasarım ve İmalatı

Probe Microscopy Family – Desing and Construction of Scanning Tunnelling Microscope and

Atomic Force Microscope

Onur KOÇAKa, İ.Cengiz KOÇUMa, Emrecan ÇUBUKÇUb

aBaşkent Üniversitesi, Biyomedikal Müh. Bölümü, 06530 Etimesgut, Ankara

bOrta Doğu Teknik Üniversitesi REO-TEK Teknokent Tekmer No:306, Ankara

I. GİRİŞ

Taramalı tünel mikroskobu (TTM), nano ölçekte örnek yüzeylerini incelemek amacıyla kullanılır. Mikroskop olarak en önemli avantajı, özel bir hazırlama işlemi uygulamadan iletken veya yarı iletken özelliğe sahip örneklerin, doğrudan ve hemen hemen her ortamda görüntülenebilmesidir [1-3]. AKM’de ise örneğin elektriksel iletkenliğe sahip olması da gerekli değildir. Bu özellikleri nedeniyle TTM ve AKM malzemelerin nanometre boyutlarında yüzey özelliklerinin incelenmesi amacıyla, malzeme ile ilgili hemen hemen tüm teknolojilerde gittikçe yaygınlaşan bir uygulama alanı bulmuştur.

Bu mikroskopik teknikler, özellikle gıda, çevre ve tıp teknolojileri başta olmak üzere elektronik,

biyomedikal, kimya ve enerji gibi alanları etkileyen geniş bir teknoloji aralığında süreç ve malzeme problemlerini çözmek amacıyla kullanılmaktadır. İncelenen malzemeler iletkenlik özelliği bulunan ince ve kalın film kaplamaları, alaşımlar, sentetik ve biyolojik yüzeyler, metaller, polimerler ve yarı iletkenleri içermektedir. Ayrıca aşınma, yapışma, temizleme, pürüzlendirme, sürtünme, kayganlaştırma, kaplama ve cilalama gibi işlemlerinin materyal üzerindeki sonuçları da incelenebilmektedir. AKM sisteminin özellikle biyolojik moleküller arasında etkileşim kuvvetlerinin ölçülmesinde kullanımı ile ilgili de literatürde oldukça fazla çalışma vardır [4-10]. Bu uygulamalarda biyolojik moleküller (örneğin antibadiler) AKM iğnesine ve eşleniği moleküller ise katı örnek yüzeyine kimyasal olarak bağlanmakta ve böylece ikisi arasında çekim kuvvetleri ölçülebilmektedir.

Temel olarak TTM ve AKM cihazı, tarama, kontrol, veri toplama ve görüntü oluşturma bölümlerini içine alan mekanik, elektronik ve yazılım bölümlerinden oluşur. Bu bölümler her iki sistem için de büyük oranda benzerdir. Prob Mikroskoplarına ait temel çalışma prensibi Şekil 1.’de verilmiştir.

Sunulan çalışmada ise özellikle biyolojik molekülleri görüntülemek ve aynı zamanda biyosensör çalışmalarında kullanmak üzere tasarlanıp imal edilen TTM ve AKM cihazlarının yapım aşamaları anlatılmıştır.

216

Şekil 1. TTM’nin temel çalışma prensibi. II. MATERYAL VE METOD TTM veAKM’nin Tasarlanması

Bu iki sistemi oluşturan bölümler üç ana başlık altında toplanabilir. Bu nedenle tasarım aşamaları bu başlıklar gözönüne alınarak verilmiştir.

i) Mekanik Bölümler

Her iki sistemin de en önemli mekanik bölümü, iğne konumu ve ayar mekanizmasıdır. Bu bölüm de kendi içinde kaba yaklaşma, ince yaklaşma ve tarama mekanizması olmak üzere üç kısımdan oluşmaktadır.

Kaba yaklaştırma mekanizması taramayı gerçekleştirecek olan iğne ile numunenin

biribirine yaklaştırılması için kullanılmakla beraber bu sistemin adımları da µm hatta nm seviyesindedir. TTM’de kaba yaklaştırma klasik bobin ve mıknatıstan oluşturulan doğrusal bir motor ile sağlanırken AKM’de bu ticari olarak sağlanan (Aris 950, Burleigh, ABD) solucan yürüyüşlü piezo motor ile sağlanmıştır. İğne ile örnek arasında başlayan etkileşim (bu TTM’de tünel akımı, AKM’de kuvvete dayalı yay hareketi) osiloskop yardımıyla gözlenmektedir.

Bunlara ilave olarak AKM’de etkileşim saptırılan lazer ışını ile algılandığından yüzey

taraması öncesinde, iğnenin lazer ışını ile aynı hizaya getirilerek, ışının pozisyon duyarlı foto algılayıcı üzerine yansıtılması gereklidir. Bu nedenle tarama iğnesini iki boyutta hassas olarak hareket ettirecek bir mekanizmaya ihtiyaç vardır. Bu amaçla genel olarak iki boyutta hareket yeteneği olan mikrometreli mekanik sistemler tercih edilmektedir. Tasarlanan sistemde de benzer bir mekanizma kullanılmıştır.

Yaklaşma işlemi tamamlandıktan sonra prob olarak kullanılan iğne örnek yüzeyinde

dolaştırılarak toplanan bilgilerden görüntü elde edilir. Genellikle TTM’de iğne örnek üzerinde atomsal çözünürlükte hareket ettilirken, AKM’de iğne sabit tutularak örnek üç boyutta hareket ettirilir. Bu ince yaklaştırma ve tarama mekanizması, iğneyi mümkün olduğunca geniş bir alanda, üç eksende (X,Y,Z) ve Å altı çözünürlükte hareket ettirme yeteneğine sahip

217

olmasının yanında aynı zamanda, yüksek band-genişliği hızlılık ve kararlılık, ve mekanik titreşimleri sisteme yansıtmama gibi özelliklere de sahip olmalıdır. Tüm bu özellikleri sağlayabilmek için tasarlanan sistemde tüp şeklinde, dört bölgeye ayrılmış ve her üç eksende hareket kabiliyeti olan piezoelektrik kristal tüpler kullanılmıştır. Aynı zamanda iğne ve örnek ile ilgili hareketleri gözlemek amacıyla sisteme digital kamera monte edilmiştir.

ii) Elektronik Bölümler

Daha öncede anlatıldığı gibi her iki sistem de algılama tekniği dışında benzer bir donanıma sahiptir. Bu durum elektronik bölümler için de geçerlidir. Her iki sistemde de akım-gerilim çeviricisi, bilgisayar kontrollu güç kaynağı ve iğne-örnek mesafesi kontrolu ortak elektronik donanımlardır. AKM’de ilave olarak odaklama sistemi, lazer kaynağı ve bunlara ait güç kaynaklarıda sisteme ilave edilmiştir.

iii) Yazılım

Her iki sistem için yazılım X-Y sinyallerini üretirken aynı zamanda Z yönündeki verileri toplarken tüm sistemin işletimi ve koordinasyonu da bu yazılım aracılığı ile sağlanmaktadır.

Bilgisayar ile modüllerin hareketi için gerekli olan X-Y sinyallerini üreterek hassas

hareketini sağlayabilmek, ve Z verilerini toplayabilmek için ADC/DAC (Analog-Sayısal/Sayısal-Analog çevirici) kontrol kartı (PCL-818, Advantech Corp., Tayvan) ile üzerindeki sayısal giriş/çıkış (Digital I/O) yollarından faydalanılmıştır. Kontrol kartı Pentium III işlemcili bir bilgisayarın ISA (Industry Standard Architecture) portuna bağlanarak kullanılmıştır.

Elde edilen verilerden görüntü elde etmek ve sistemi kontrol etmek için kullanılan program

iki temel bölümden oluşturulmuştur. Bu bölümleri gerçekleştirmek için Delphi ve OpenGL hazır programlarından faydalanılmıştır.

III. BULGULAR VE TARTIŞMA

TTM veAKM’nin Tasarlanması i) Mekanik Bölümler

Prob mikskobi tekniklerinin hepsinde önce bir kaba yaklaştırma mekanizması ile iğne ve örneğin birbirine yaklaştırılması gerekir. Bu amaçla mikrometre benzeri elle kumanda edilen sistemler olabileceği gibi bilgisayar aracılığı ile kontrol edilen adım motorlu, piezo kristalli çubuklar ve solucan yürüyüşlü motorlar gibi değişik sistemler kullanılabilir.

Tasarlanan TTM cihazında bir doğrusal motor kullanıldığı anlatılmıştı. Bu sistemde manyetik olmayan, örneğin Al dikdörtgen blok üzerine bobin sarılarak bilgisayardan genişliği değişen pulslar uygulanmıştır. Burada puls genişliği değiştirilerek Al blok üzerine yerleştirilen mıknatısın hareketi kontrol edilmiştir.

218

Şekil 2. Solucan benzeri adımlı modülun bir yürüyüş evresi.

Tasarlanan AKM Cihazında ise iğne sabittir ancak numunenin yerleştirildiği bölüm

hareketlidir. (Z) ekseninde gerçekleşen hareketler solucan yürüyüşlü yaklaşım modülü ile sağlanmaktadır [11]. Şekil 2.’de solucan yürüyüşlü doğrusal modülün bir yürüyüş evresi verilmiştir.

Üç bölümden oluşan modülun ilk elemanı sıkma durmundayken ikinci elemana uygulanan

gerilim ile kasılma gerçekleşir. Üçüncü elemana uygulanan gerilimle pozisyon korunurken birinci ve ikinci elemana uygulanan gerilim kaldırılır. Böylece şaft üzerinde bir adım atılmış olur.

Her iki sistemdede etkileşimin başladığı bir akım/gerilim çeviricisinden (I/V) gelen

sinyalin bilgisayara aktarılmasıyla ve görsel olarakta osiloskopta izlenerek anlaşılır. TTM için I/V çevirici Şekil 5.’de verilen klasik bir devre iken AKM için bu Şekil 6.’da verildiği gibi farksal bir devredir. Çünkü AKM’de iğne hareketleri lazer ışınının tek boyutlu bir pozisyon algılayıcısı üzerine yansıtılması sonucu elde edilen sinyaller aracılığı ile izlenir. Pozisyon algılayıcısı aynı doğrultuda birbirine son derece yakın (10µm) yerleştirilmiş iki adet fotodiyottan oluşmaktadır. Bu algılama şekline ait çalışma prensibi de Şekil 3.’de verilmiştir. Bu çalışma prensibi nedeniyle görüntüleme öncesinde ışık spotu diyotların ortasına hizalanarak akım farkı sıfırlanır.

Kaba yaklaşma işleminin tamamlanmasından sonra görüntüleme için örnek yüzeyinde

hassas tarama işlemi gerçekleştirilir. Bu işlem her iki sistemde de 5 kutuplu piezo tüp kullanılarak gerçekleştirilmektedir.

219

Lazer kaynağı

Örnek yüzeyi

Mercek

Tarama iğnesive tutucusu

Pozisyon duyarlı sensör

Şekil 3. AKM’nin temel algılama prensibi.

Bu tüp TTM’de iğneyi hareket ettirirken AKM’de numuneyi hareket ettirir. Tüpün dışındaki kutuplar X ve Y ekseninde, içteki kutup ise Z ekseninde atomsal çözünürlükteki hareketleri sağlar. Tüp formunda tipik bir piezo tarayıcı ve çalışma prensibi Şekil 4.’de verilmiştir.

Şekil 4. Atomsal çözünürlükte iğne hareketlerini sağlamak için kullanılan piezo tarayıcı tüpe ait şematik çizim.

Atomsal çözünürlükteki bu hareketlerin sağlanabilmesi için piezo tüpün özelliklerine bağlı olarak, bilgisayar kontrollu bir güç kaynağına ihtiyaç vardır. Bu amaçla ±250V aralığında bilgisayardan kontrol edilebilen bir güç kaynağı da çalışmanın bir parçası olarak tasarlanıp imal edilmiştir. ii) Elektronik Bölümler

Daha öncede anlatıldığı gibi her iki sistem de algılama tekniği dışında benzer bir donanıma sahiptir. Bu donanım bölümlerinden olan akım-gerilim çeviricisi, bilgisayar kontrollu güç kaynağı ve iğne-örnek mesafesi kontrolu temel çalışma prensipleriyle birlikte aşağıda sırasıyla verilmiştir.

I/V çeviriciler temel işlemsel yükselteç devrelerinden olmasına karşın, burada ölçülen

değerler TTM’de pA, AKM’de µA seviyesinde olduklarından, seçilen entegre devrelerin bazı özelliklere sahip olmaları gereklidir.

Bu parametrelerden birtanesi ısıl kaymadır. seçilen entegre devrelerin yaklaşık 4-5 dak.

süren tarama sırasında önemli bir ısıl kayma yapmayacak kadar iyi bir karakteristiğe sahip olmaları gerekmektedir.

220

Dikkat edilmesi gereken bir diğer parametre ise giriş ofset akımıdır. Bu değer ölçülecek akım değerinin çok altında olmalıdır, veya Şekil 5.’de verildiği gibi bir karşı ofset devresi ile sıfır ayarı yapılmalıdır.

Şekil 5. Klasik akım-gerilim çeviricisi.

Geribesleme dirençleri üzerindeki kondansatörler yüksek frekanslı gürültüleri engellemek üzere her kademe için ayrı ayrı belirlenmiştir. Bunun nedeni çeviricinin frekans cevabını kötü yönde etkilediğinden çalışma hızını da kısıtlamasıdır.

Ish2

Ish1

v = -R(I )2 sh2

v = (R )( )o 1 / R v -v2 2 1

v = -R(I )1 sh1LM11-

+

+Vcc

-Vcc

1ΜΩ

220pF

R

R1

R2

R2

R1

LM11-

+

+Vcc

-Vcc

1ΜΩ

220pF

RLM11-

+

output

+Vcc

-Vcc

100ΚΩ

100ΚΩ

100ΚΩ

100Κ

Ω

+Vcc

1ΚΩ

Şekil 6. Farksal akım-gerilim çeviricisi.

Bilgisayar kontrollu yüksek gerilim kaynağı ise kazancı 20 civarında olan doğrusal bir yükselteçtir. ADC’den üretilen gerilimin maksimum değeri 10V’dur. Bu gerilim 200V seviyelerine yükseltilerek piezo tüplerin maksimum hareket uzaklığına ulaşması sağlanır. Kazancın sabit olması nedeniyle tarama sırasındaki adım çözünürlüğü ADC’nin çözünürlüğüne (12bit) bağlı kalmaktadır. Fakat çözünürlük aynı zamanda piezo tüpün özelliklerine de bağlı olduğundan (50Å/V) atomsal boyutta görüntüleme mümkün olabilmektedir. Ayrıca yazılım üzerindeki yaklaştırma özelliğide bu konuda kullanıcıya yardımcı olmaktadır.

AKM’de lazer ışınının iğne üzerine odaklanması da önemli bir noktadır. Bu amaçla bir

CD-ROM merceği ve mekanizmasından faydalanılmıştır. Elle odaklama yapılamayacağı için ayarlanabilir bir sabit akım kaynağı tasarlanarak odak ayarı manyetik olarak yapılmıştır. Tasarlanan ayarlanabilir sabit akım kaynağının şeması Şekil 7.’de verilmiştir. Sabit akım kaynağının referans gerilimini sağlayan zener diyot kritik bir malzemedir. Bu malzemenin ısıl

221

karalılığı akımın sabit kalması ve buna bağlı olarak da odak ayarının zaman içinde değişmemesi, açısından önemlidir.

R1

100K

+Vcc

+Vcc

Mer

cek

Bobi

ni

+Vcc

Vref

4K7

LM32

9

BC

337

Ice

I =V / R ref 1ce

LM1458

Şekil 7. Ayarlanabilir sabit akım kaynağı.

Yaklaşma ve ilk algılama aşamalarından sonra iğne ve numune yüzeyi arasındaki uzaklığın kontrol edilebilmesi ve iğnenin belli bir mesafede tutulabilmesi için bir kontrol devresine ihtiyaç vardır. Bu amaçla tasarlanan PI (orantılı-integral) kontrol devresine ait temel çalışma prensibini gösteren blok şema Şekil 8.’de verilmiştir.

Şekil 8. PI kontrol devresine ait blok şema.

Özellikle TTM’de gelen akım bilgisi üstel ifadelere sahip olduğundan kolay işlenebilmesi için doğrusallaştırılması gerekir. Bu nedenle bir logaritmik yükselteç ayarlanan değer ile okunan değerin logaritmik farklarını alır. Fakat bu sistemin sağlıklı çalışabilmesi için de girişine negatif işaretli gerilim gelmemesi gerekir. Bir doğrultmaç veya bir başka deyişle mutlak değer devresi gelen akım bilgisi negatif değerli olsa dahi mutlak değerini alarak logaritmik yükseltecin girişine ulaşmasını sağlar. Daha sonra PI devresi bu bilgilerden hata sinyali üreterek yeni Z yönü bilgisini piezotüpe gönderir. Böylece tarama sınırı içinde atlanan her noktada kısa bir cevap zamanı sonrasında iğne-örnek arası mesafe ayar değeri olan bir noktada tutulmuş olur.

222

iii) Yazılım

Tasarlanan sisteme ait yazılım iki ana bölümde düşünülerek oluşturulmuştur. Yazılımın birinci bölümü veri toplama ve tüm sistemi kontrol ve koordine etmek üzere

tasarlanmıştır. Bu yazılım aracılığı ile bir veri toplama kartına kontrol edilir. Bu kart üzerindeki ADC akım bilgilerinin toplanması, DAC ise tarama iğnesinin pozisyonunu kontrol etmek için gerekli olan tarama sinyallerinin üretilmesi amacıyla kullanılmıştır. Örnek üzerinde taranacak alan 256*256 noktaya bölünerek piezo tarayıcının adımları ayarlanmıştır. Her adımdan sonra tarama iğnesinin göreceli olarak değişen yükseklik değeri akım-gerilim çeviricisi tarafından gerilime çevrilerek ADC tarafından sayısal değerlere dönüştürülmüş ve işlenmek üzere hafızaya alınmıştır.

Bu amaçla geliştirilen yazılım Windows işletim sistemi üzerinde çalışmakta olup PCL 818 kartının bu işletim sistemi için optimize edilmiş sürücüleriyle çalışmaktadır. Yazılım karta gönderdiği gerilim değerleriyle iğnenin yüzey üzerindeki yatay “XY” düzleminde tarama hareketini gerçekleştirmekte aynı zamanda kartın girşine bağlı olan akım-gerilim çeviricisinden gelen sinyalleri kaydederek iğnenin Z yönündeki poziyonunu bu “XY” değerlerinin bir fonksiyonu olarak kaydetmektedir. Girilen ofset değerlerine göre maksimum tarama alanı içeresinde istenilen çözünürlükte ve istenen bölgede tarama yapılabilmektedir. Toplanan bu veriler üç boyutlu topografik görselleştirme için kullanılan programın okuyabildiği formatta istenirse kaydedilebilmektedir. Bu bölüme ait ekran görüntüsünün bir örneği Şekil 9.’da verilmiştir.

Şekil 9. Kontrol ve veri toplama yazılımına ait program penceresine ait örnek görüntü.

223

İkinci bölüm ise toplanan verileri görselleştirmek ve değerlendirmek üzere tasarlanmıştır. Elde edilen topografik verinin görselleştirilmesi 2D ve 3D olmak üzere iki türlü yapılabilir. Birinci yöntemle X ve Y düzleminde yapılan taramadan alınan verilerin yükseklik değerlerine renk verilmesi ile eş yükseklikleri gösteren iki boyutlu bir görüntü elde edilebilir. Genelde kullanılan, yüksek yerlerin beyaz alçak yerlerin siyah, ara kademelerinde yüksekliğe göre gri dereceleriyle belirtilmesidir. Bunun için renk sayısının en yüksek ve en düşük yükseklikler arasındaki farkla oranlanması sonucu renk geçiş değerleri elde edilmektedir. Sunulan çalışmada birden fazla rengin tonları kullanılmak üzere seçilen renk paletlerine göre yüzey hakkında ilk bakışta daha çok bilgi verebilecek çeşitlemelerde yapılmıştır.

Verilerin iki boyutlu görselleştirilmesine ait bir örnek Şekil 10.’da verilmiştir.

Şekil 10. Verilerin iki boyutlu görselleştirilmesine ait örnek görüntüler.

XYZ verisinin üç boyutlu olarak verilmesi de mümkündür. Perspektif deformasyonları ve

bakış açısının da hesaba katıldığı dönüşüm formülleriyle, her noktanın üç boyutlu uzayda durduğu yer bilgisayar ekranınında iki boyutlu olarak gösterilir. Bu şekilde yaratılan noktalardan oluşan yüzey görünümü herhangi bir görsel bilgi sağlamak için çok karışıktır. Sunulan çalışmada noktalar çizgilerle bir matris oluşturacak şekilde birleştirilmiştir. Gerekli vektorel dönüşümlerle ekrana verilmiştir. Gerçekçilik miktarını daha da artırmak için katı modelleme yöntemleri de kullanılmıştır.

Şekil 11. 3D katı modele ait örnek görüntü.

224

Bir modele gerçekçilik vermek için en önemli elemanlardan biri ışıktır. Işık kaynağının yeri belirlendikten sonra yüzeydeki her poligon için, ışık kaynağından gelen, ışının poligonun normaliyle yaptığı açı hesaplanmıştır. Işık şiddeti bu açı değerinin bir fonksiyonudur. Çevre ışığının ve spekular yansıma katsayısınında kullanılmasıyla her poligonun açık-koyu değeri bulunmuştur. Bu şekilde modifikasyonla elde edilen görüntülere bir örnek Şekil 11.’de verilmiştir. Ayrıca iki boyutlu görünümde olduğu gibi yükseklik değerlerine göre poligonlara renk vermek ve bunları gölge değerlerine göre açık ve koyuluklarını ayarlayarak Şekil 12.’de örneklendiği gibi etkileyici foto-gerçekçi sonuçlar elde etmek de mümkündür. Böylelikle yükseklik değerlerinin yanda verilecek bir spektrumla daha kolay anlaşılması da sağlanmıştır.Ayrıca parlama değerlerinin hesaba katılmasıyla üç boyutlu yüzey dokunusunun gerçekciliği arttırılmıştır. Programlama dili olarak yüksek performans, kolay okunabilir ve nesne yönelimli olması nedeniyle "Object Pascal" kullanılmıştır.

Şekil 12. Katı modelleme, parlama, gölge ve eş yüksekliklerin renk değerleriyle gösterimi.

Veri işlemeye ait tüm fonksiyonların (2D ve 3D görüntü oluşturma, filtreleme, ışıklandırma vb.) bir arada bulunduğu yazılıma ait bir pencere örneği de Şekil 13.’de verilmiştir.

225

Şekil 13. Veri işleme programına ait pencerenin örneğinin görünümü. IV. SONUÇ

Tasarlanıp imal edilen cihazlar uygulama aşamasına gelmeden önce test örnekleri

kullanılarak çalışırlıkları kanıtlanmıştır. Bu amaçla genel olarak TTM için “Higly Oriented Pyrolitic Graphite” (HOPG) kullanılarak teorik yapıyla uyum içinde olup olmadığı kontrol edilir. İmal edilen TTM cihazı ile elde edilen HOPG görüntüsü ve teorik modeli Şekil 14.’de verilmiştir. Karakteristik bir atom dizilişi olan HOPG bir altıgenin köşelerine yerleşmiş olan küreler şeklinde bir görüntü vermektedir. Her katmanda bir parça kaçık duran dizilimden dolayı alt katmanın bir atomu üst katmandaki altıgenin ortasına gelerek bu özel görüntüyü oluşturur.

AKM için ticari olarak satılmakta olan test kitinden elde edilen görüntüler ise Şekil 15.’de verilmiştir. Bu kitler üzerinde de belli şekillerde ve belli aralıklarla yerleştirilmiş nikel toplar bulunmaktadır. Elde edilen görüntülerin verilen sertifikalı görüntü ile uyumlu oldukları görülmektedir. Bu topların yükseklikleri de belirli olduğundan istenirse yükseklik kalibrasyonu yapmak da mümkün olabilmektedir.

Şekil 14. HOPG: (a) Grafitin atom yapısı, (b) Üç boyutlu STM görüntüsü, (c) Model ve STM görüntüsü. Tasarlanıp imal edilen her iki cihaz da çeşitli bilimsel çalışmalarda başarıyla kullanılmıştır. Bu çalışmalardan seçilen bazılarının referansları da detaylı olarak kaynaklar bölümünde verilmiştir [12-16].

226

Şekil 15. “Surface Advanced Microscopy” firmasında temin edilen standart test kitine ait AKM görüntüsü. KAYNAKLAR [1] Binning G., Quate C.F., and Gerber Ch., Physics Review Letters Cilt 56: Sayfa 930,

1986. [2] Guckenberger, B. Hacker et al, 1991, J. Vac. Sci. Technol. B 9 (2), 1227. [3] Morris, V. J., 1994, Prog. Biophys. Molec. Biol., 61, 131-185. [4] W.A. Ducker, T.J. Senden, R.M. Pashley, Nature 353 (1991) 239. [5] R.A. Williams, H.W. Blanch, Biosensor and Bioelectronics 9 (1994) 159. [6] J.K. Stuart, V. Hlady, Langmuir 11 (1995) 1368.

[7] P.B. Chowdhury, P.F. Luckham, Colloids and Surfaces A, Physicochemical and Engineering Aspects, 143 (1998) 53.

[8] G.U. Lee, D. A. Kiddwell, R. J. Colton, Langmuir 10 (1994) 354.

[9] S. Busse, V. Scheumann, B. Menges, S. Mittler, Biosensors and Bioelectronics. 17, (2002) 704.

[10] E.-L. Florin, V. T. Moy, and H. E. Gaub, Science 264 (1994) 415.

[11] Burleigh Instruments, Inc., Burleigh Park, Fishers, NY 14453, USA. [12] C. Koçum, M. H. Zareie, F. Özer, E. Pişkin, ‘Observation of Nanoparticles Film

Formation by Scanning Tunnelling Microscopy: Methyl Methacrylate/Butyl Methacrylate Nanoparticles Prepared by Microemulsion Polymerization’, Colloid Polym. Sci. 278: 587-590, 2000.

227

[13] C. Koçum, V. Bulmuş, E. Pişkin, ‘Imaging of Poly(N-isopropyl acrylamide-co-acrylic acid) – Amino Acid Conjugates with Scanning Tunnelling Microscopy’, Journal of Bioactive and Compatible Polymers, Volume 17, pp 239-249, 2002.

[14] Kocakulak M., Günaydın S., Koçum C., Sarı T., Saber R., Bingöl N., Zorlutuna Y., Ayhan H., ‘Investigation of Blood Compatibility of PMEA Coated Extracorporeal Circuits’, Journal of Bioactive and Compatible Polymers, Volume 17, pp 343-355, 2002.

[15] Koçum, C., Ülgen, D., Çubukçu, E., Pişkin, E., Atomic Force Microscopy Tips (cantilevers) as Molecular Nucleic Acid Sensors, Ultramicroscopy, Volume 106, pp 326-333, 2006.

[16] Duyar Ö., Koçum C., Durusoy H. Z., ‘Preparation and Optimization of High Quality TiN Films’ Turk J Phys, 27 (2003), 1-9.

228

229


BİR MEKANİK EL PROTEZİ TASARIMI Hakan ŞAHİN Şefaatdin YÜKSEL

Gazi Üniversitesi, Mühendislik - Mimarlık Fakültesi,

Makina Mühendisliği Bölümü, Ankara

1.Giriş

Biyomekaniği araştırdığımızda benzer bir terim olan, hatta kimi kaynaklarda biyomekaniğin eski adı olarak kullanılan “kinesioloji” ile karşılaşıyoruz. Kinesioloji genel olarak hayvan ve insanların hareketini inceleyen bilim dalı olarak tanımlanır. Bu alan, aslında yüzyıllar boyunca süregelmiştir ve sinirlerin hareketini sağlamak adına kasların kemikler üzerine etki etmesini nasıl gerçekleştirdiği hakkında çok fazla bilgiyi bizlere sunmaktadır. Günümüzde artık biyomekanik adıyla anılmaktadır. Biyomekanik, fiziğin önemli dallarından biri olan mekanikteki prensiplerin biyolojiye uygulanmasıdır. Biyomekanik aslında insanoğlunun var oluşundan beri sahip olduğu hareket yeteneğinin fizik kurallarınca açıklanmasıdır[1].

Biyomekaniğin en kuvvetli gelişimi ortopedi ile özdeşleşmiştir. Çünkü ameliyat odalarının en sık kullanıcıları, iskelet-kas sisteminde problemi olanlardır. Bu bağlamda, çeşitli sebeplerle uzuvlarını kaybeden hastalara protezler takılmaktadır. Bu protezler, insanın hayatını normal bir şekilde devam ettirebilmesi için en uygun şekilde tasarlanıp sunulmalıdır.

Ortopedik protezler; el-kol ve bacak-ayak protezleridir. Bu protezler, söz konusu edilmiş organları kesilmiş ya da felç olmuş kişilerin kayıp organlarının ya da organ parçalarının yerini tutar. Protezler ya kullanan kişinin kasları ya basınçlı gaz tüpleri ya da elektrik bataryaları tarafından hareket ettirilir.

Bacak protezlerinin amacı taşımadır; dolayısıyla güç ve esneklik temeline dayanır. Pratik olarak normal bir yürüme sağlayan birçok sistem geliştirilmiştir. Ortopedik protezler arasında eklem protezleri de yer alır. Bunlar kısmi ya da tam diz, dirsek ve kalça protezleridir[2].

Kol ya da ön kolun felçli olduğu durumlarda kullanılan el protezleri, hasta tarafından hareket ettirilen parçalardan oluşur. Bunlar konvansiyonel protez olarak da adlandırılabilir ve beden hareketleri ile kontrol edilirler. Bu tür hareketler için hastanın yeterli kol-bacak uzunluğuna, kas gücüne ve hareket yeteneğine sahip olması gerekir. Bu tür protezler hastanın kontrol yeteneklerini arttırır [3].

230

2. El Protezi Tasarım Kriterleri

Bir mekanik el protezi tasarımı yapılırken göz önünde bulundurulması gereken kriterler ve aşamalar aşağıda verilmiştir:

a. İmal edilecek el protezine ait bütün ölçüler; eğer diğer eli sağlamsa hastadan, iki elide yoksa kişinin vücut ölçülerine en yakın bir kişiden alınmalıdır.

b. Protezin bilek kalınlığı belirlenir. c. Bilek ile orta parmak ucu arası uzaklık belirlenir. d. El çevresi uzunluğu belirlenir. e. Belirli bir yük altında, güdük kısmı için, alçı ile kalıp alınır. f. Protezin amacı insanın günlük yaşamını kolaylaştırmak olduğu için malzeme

seçiminde insan konforunu bozmayacak şekilde hafif malzemeler kullanılmalıdır (Örneğin alüminyum, dert plastik, vb…) [4].

g. Aynın zamanda malzemelerin gerekli güvenliği sağlayacak kadar mukavemete sahip olması gerekir.

h. Hastanın elini ne amaçla kullanacağı belirlenerek parmakları kapamada kullanılacak yay seçimi ona göre yapılmalıdır. Örneğin, belirli bir ağırlığın üzerindeki eşya taşımalarda kullanılacaksa kuvvetli yaylar, hafif eşya taşımalarında ise gevşek yaylar kullanılır. Tabiî ki sistem mekanik kontrollü olduğu için hastanın kas gücünden yararlanılmaktadır. Bu yüzden yay seçilirken hastanın uygulayabileceği kas kuvveti göz önüne alınmalıdır.

i. Askı bant sisteminde hastada herhangi bir alerjik durum oluşturmayacak malzemeler kullanılmalıdır.

j. İmalatın ekonomik boyutu da ele alınarak kullanılacak malzemeler, kolay bulunabilen, kolay işlenebilen cinste olmalıdır.

k. Protezin dış kısmına geçirmek için insan tenine benzer şekilde bir plastik kılıf seçilmelidir.

3. Bir Mekanik El Protezi Tasarımı

Bu çalışmada tasarımı yapılan el protezi için gerekli ölçüler hastadan alınmıştır [5]. Buna göre protezin hareketini tanımlayan gerekli mekanizma analizleri yapılmıştır. Yapılan analizler sonucunda protezin boyutları belirlenmiş, malzemeleri seçilmiş ve çizim programları kullanılarak modellemeleri yapılmıştır.

Şekil 1’te tasarlanan bu sisteme ait bir katı model görülmektedir. Ayrıca yayın

takıldığı el şase kısmındaki makaranın alt tarafına kare bir oturma yüzeyi yapılmıştır. Bu sayede yay değiştirilmeden daha kuvvetli veya daha gevşek bir güç uygulayabilmektedir. Bu oturma yüzeyi farklı tasarımlarda farklı güç uygulanabilmesi için köşegen sayısı artırılmak suretiyle yapılabilir. Şekil 2’de ise yayın takıldığı oturma yüzeyi görülmektedir.

231

3.1. Güdüğün Hazırlanması

Güdük kısmı protezlerin hastaya takılabilmesi için gerekli alt yapıyı oluşturan kısımdır.

Protez için ölçü alma, alçı kalıp ile yapılır. Alçı kalıbı alırken büyük özen

gösterilmelidir. Güdük kısmı belli bir yük altında olduğu zaman yapılması doğru olur. Yatak formu elde edildikten sonra pozitif modellemesi yapılması için freze ünitesine gönderilir.

Güdük yatağının imalatında, daha fazla termoplastik maddeler ve dökme reçineler

kullanılır. Bunlar geleneksel hammadde olan ağaçtan daha fazla tercih edilir. Güdük yatağının sert malzemelerden yapılması gerekiyorsa (kısa güdük gibi), sert veya esnek maddeden yapılabilir ve ayrıca güdük yatağının soft (yumuşak) soketi için termoplastik kozmetik sünger plaka veya silikonlu kauçuk kullanılır. Şekil 3’de güdük takılmış bir hasta görülmektedir.

Şekil 1. Tasarlanan Mekanik El Protezine ait Katı Model

Şekil 2. Yayın Takıldığı Oturma Yüzeyi

232

Şekil 3. Güdük Takılan Bir Hasta

3.2. Mekanik El Protezi Hareket Analizi

3.2.1. Konum Analizi

Şekil 4’ de tasarımı yapılan el protezine ait çizim görülmektedir.

Q2 Q3

Q1

A A0

B

C

E

E0

B0

233

Şekil 4. Tasarımı yapılan el protezi

Şekil 4’deki sisteme ait bilinen ölçüler ve değerler aşağıdaki gibidir:

mmdQAmmaAB

mmaAA

57.4075.34

25.8

110

2

10

======

mmaCBmmaBB

mmcBQ

72.1107.17

7

40

30

101

======

mmcQB

mmaEEmmaCE

4056.14

66.40

330

60

5

======

mmcQA

mmaBCmmdEQ

3324.13

14

220

7

303

======

o1660

74.26

1

202

==

==∧

AA

mmdEQ

θ

Şekil 4’de gösterilen şekli ve ölçüleri verilen el protezindeki her bir parçanın pozisyonlarını tayin etmek için halka kapanış denklemleri kullanılır [6]. Bunun için gerekli halka kapanış denklemleri oluşturulacak olursa;

Denklem 1:

A0A + AB = A0Q1 + Q1B0 +B0B

32131121

θθθ iii eajcdeaea +−=+

Reel: 3312211 coscoscos θθθ adaa +=+

Im: 3312211 sinsinsin θθθ acaa +−=+

321 cos07.1757.40cos75.34cos25.8 θθθ +=+

321 sin07.177sin75.34sin25.8 θθθ +−=+

1θ = 166° için her iki denklemden;

75.34575.48cos07.17cos 3

2+

=θθ (1)

75.34

9sin07.17sin 32

−=

θθ (2)

1cossin 22

22 =+ θθ olduğu için her iki denklemin karesi alınıp toplanırsa;

234

563.1207

81sin26.307sin385.29153.2359cos35.1658cos385.2911 332

332 +−+++

=θθθθ

( ) u=2/tan 3θ dönüşümü kullanılacak olursa; 2

2

3 11cos

uu

+−

=θ , 23 12sin

uu

+=θ olur,

07.318252.614134

1226.307

1135.165853.2440385.291563.1207

2

22

2

=−+

⎟⎠⎞

⎜⎝⎛+

−⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+−

=−−

uu

uu

uu

Bu denklemin kökleri bulunacak olursa; uygun olan kök değeri '093.3=u tür.

( ) ⇒= 093.32/tan 3θ o16.1443 =θ olur ve

3θ değeri (1) ya da (2) nolu denklemlerden herhangi birinde yerine konulursa;

o6.12 =θ bulunur.

Denklem 2:

B0C + CE = B0Q3 + Q3E0 +E0E

65463354

θθθ iii eadjceaea +−=+

Reel: 6635544 coscoscos θθθ adaa +−=+

Im: 6635544 sinsinsin θθθ acaa +=+

654 cos56.1414cos66.40cos72.11 θθθ +−=+ (3)

654 sin56.1440sin66.40sin72.11 θθθ +=+ (4)

3 bilinmeyen 2 denklem dolayısıyla bir loop daha oluşturulmalıdır.

Loop3

A0A + AB + BC + CE= A0Q2 + Q2E0 +E0E

235

657216225721

θθθθθ iiiii eadjceaeaeaea ++=+++

Reel: 66255772211 coscoscoscoscos θθθθθ adaaaa +=+++

Im: 66255772211 sinsinsinsinsin θθθθθ acaaaa +=+++

Bilinen değerler ve yukarıda bulunan değerler yerine konulursa;

0cos56.14cos66.40cos24.13 657 =−+ θθθ (5)

03.30sin56.14sin66.40sin24.13 657 =−+ θθθ (6)

Denklemler (3),(4),(5) ve (6) birlikte çözülürse;

14cos72.11cos24.13 47 =− θθ

97.9sin72.11sin24.13 47 −=− θθ

24.1314cos72.11cos 4

7+

=θθ (7)

24.13

97.9sin72.11sin 47

−=

θθ (8)

1cossin 72


298.1754.99sin697.233sin358.137196cos16.328cos358.1371 44

244

2 +−+++=

θθθθ


2

4 11cos

uu

+−

=θ , 24 12sin

uu

+=θ olur,

062.585394.4677.70

394.467)1(16.328)1(46.2572

22

=−+

−−=+−

uuuuu

Bu denklemin kökleri bulunacak olursa; bize uygun olan kök değeri '6883.7−=u tür.

( ) ⇒−= 6883.72/tan 4θ o82.1944 =θ olur ve

4θ değeri (7) ya da (8) nolu denklemlerden herhangi birinde yerine konulursa;

236

o64.2817 =θ bulunur.

Ayrıca bulunan 4θ değeri Denklem 2 için yazılan (3) ve (4) nolu denklemlerde yerine

konulursa;

65

65

sin56.1440sin66.40)82.194sin(72.11cos56.1414cos66.40)82.194cos(72.11θθθθ

+=++−=+

66.40

67.2cos56.14cos 65

−=

θθ (9)

66.40

43sin56.14sin 65

+=

θθ (10)

1cossin 52


24.1653

1849sin16.1252sin212129.7cos75.77cos2121 662

662 ++++−

=θθθθ


2

6 11cos

uu

+−

=θ , 26 12sin

uu

+=θ olur,

014.33732.2504639.492

1216.1252

1175.771849212129.724.1653

2

22

2

=++

⎟⎠⎞

⎜⎝⎛+

+⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+−

−=−−−

uu

uu

uu

Bu denklemin kökleri bulunacak olursa; uygun olan kök değeri '1384.0−=u tür.

( ) ⇒−= 1384.02/tan 6θ o24.3446 =θ olur ve

6θ değeri (9) ya da (10)nolu denklemlerden herhangi birinde yerine konulursa;

o8.735 =θ bulunur.

Yapılan bu hesaplamayla sabit durumdaki sistem için, yani 1θ = 166° ye karşılık gelen konumdaki, diğer uzuvlara ait açılar bulunur ve sisteme ait bilgiler ile karşılaştırılırsa doğruluğu kabul edilmiş olur. Bundan sonra herhangi bir açı girişine karşılık sistemin hareketi, oluşturulan bu denklemler kullanılarak hesaplanabilir.

237

3.3. Mekanik El Protezinin Çalışması

Omuz veya kol hareketleri ile oluşturulan kuvvet, bant sistemi aracılığı ile protez ele iletilerek parmakları açar. Açılan parmakların, tekrar kapanması yay aracılığı ile olur. Burada kullanılan yay çelik spiral yaylar yerine yaprak çelikten yapılmış zemberek yaylardır. Zemberek yay el şasesi içerisinde bir plastik kılıf içine alınmıştır. Parmaklar açılırken yay kurulur. Omuz hareketi gevşetildiğinde yayda biriken potansiyel enerji ile parmaklar tekrar eski haline döner. Parmakların tekrar eski haline dönmesi veya tuttuğu eşyayı iyi kavraması zemberek yayının kuvvetine bağlıdır. Elini açmakta zorluk çeken amputelerde yay gevşetilir veya eşya sağlam tutulamıyorsa yay kuvvetlendirilebilir. Diğer tip ellerde olduğu gibi yay değiştirmeye gerek yoktur.

4. Sonuç

Ülkemizde çeşitli sebeplerden dolayı (trafik kazaları, terör mağdurları, sakat doğumlar, iş kazaları, vb…) insanlar protez kullanmaya gereksinim duymaktadırlar. Maalesef protezler çoğunlukla ithal edilmektedir ve ülkemize çok yüksek fiyatlara mal olmaktadır. Bu sebepten dolayı bu çalışma ile daha ucuza mal edilebilecek, aynı zamanda diğer mekanik el protezlerindeki gibi yay değiştirme sorunu yaratmayacak bir mekanik el protezi tasarlanmıştır. Bu sayede ileriye yönelik olarak, hasta bir şeyi sıkı tutmak istediğinde yay kuvvetlendirilebilir, hastanın kas gücü yetersiz ise de yay gevşetilebilmektedir. Bu durum aynı zamanda ekonomik bir avantaj da sağlamaktadır.

Kaynaklar

1. www.biyomedikal.org

2. Max Nader, Otto Bock Protezler Tanıtımı, Alt Ekstremite için Protezler

Schile & Schön, Berlin, Otto Bock 1993

3. Max Nader, Otto Bock Protezler Tanıtımı, Üst Ekstremite için Protezler

Schile & Schön, Berlin, Otto Bock 1993

4. Gümüşderelioğlu Menemşe, Hacettepe Üniversitesi, Kimya Mühendisliği,

‘Biyomalzemeler’, Tübitak Bilim ve Teknik Dergisi, Temmuz 2002

5. Hacettepe Hastanesi, Ankara

6. Söylemez Eres, Mechanisms, Third Edition, 1999

238

239


BİR MODÜLER DİZ ÜSTÜ PROTEZİ TASARIMI Emre KÖROĞLU Mustafa TABAK

Ahmet TORUNTAY Şefaatdin YÜKSEL

Gazi Üniversitesi Mühendislik- Mimarlık Fakültesi Makine Mühendisliği Bölümü, Ankara

1. GİRİŞ

Genel olarak bir protezin amacı, gerçek organın fiziksel ve işlevsel fonksiyonlarını yerine getirmektir. Buradan hareketle, diz üstü protezler incelendiğinde bu amaca ulaşmak için protezin en önemli parçasının diz mafsalı olduğu görülmektedir.

Günümüzdeki mevcut diz mafsalları fonksiyonel olarak 5 farklı sınıfta toplanmıştır

[1]. Bunlar; sabit sürtünmeli, stans kontrollü, polisentrik, manuel kilitli ve akışkan kontrollü protez diz mafsallarıdır. Bu tasarımlar çalışma prensiplerine göre incelendiğinde, sabit sürtünmeli, stans kontrollü ve manuel kilitli diz mafsallarının, tek bir eksen etrafında sadece dönme hareketi yapan monosentrik yapıya sahip oldukları görülmektedir. Monosentrik yapıdaki bu diz mafsalları, gerçek diz eklemi hareketlerinden ( dönme, ötelenme, rotasyon ) sadece dönme hareketlerini yerine getirebilmektedir. Buna karşın genellikle dört çubuk mekanizmalarının kullanıldığı polisentrik diz mafsalları ise dönme hareketinin yanında kayma hareketine de olanak sağlayarak gerçek bir diz eklemine çok daha yakın bir hareket sergilemektedir. Çok daha ahenkli bir yürüyüş için ise, hem polisentrik hem de monosentrik diz mafsalları, hidrolik veya pnömatik ünitelerle desteklenmiş ve böylelikle akışkan kontrollü diz mafsalları tasarlanmıştır.

Bu çalışmada, pnömatik bir üniteyle desteklenmiş polisentrik bir diz mafsalı tasarımı

yapılmıştır. Tasarımda alışılagelmiş dört çubuk mekanizmalarına karşı avantajlarından dolayı bir altı çubuk mekanizması kullanılmış ve tasarım kriterlerine uygunluğu analiz edilmiştir.

240

2. TASARIM KRİTERLERİ

Bir diz üstü protezi için mekanizma tasarımı yapılırken, yürüyüş analizinde elde edilen diz ekleminin kalça eklemine göre yörüngesi, hareketin farklı konumları için ani dönme merkezlerinin konumu ile yörüngesi ve bu kısıtlayıcılara bağlı olarak sentezi yapılan mekanizmanın optimum boyutlarda olması tasarım kriterleri olarak sıralanabilir.

Şekil 1’de normal bir yürüyüş için ayak bileğinin kalça eklemine göre çizdiği

yörünge görülmektedir [2]. Tasarlanan mekanizma bu yörüngeyi ne kadar iyi karşılayabilirse, gerçek diz eklemi fonksiyonlarını da o ölçüde iyi yerine getirdiği ve mekanizma hareketlerinin fizyolojik sınırlar içinde kaldığı söylenebilir.

Şekil 2’de ise farklı açılar için diz ekleminin aldığı pozisyonlar gözlenmiştir [3]. Bu

şekilden görülebileceği gibi diz ekleminin ani dönme merkezinin yörünge eğrisi, yükselen bir zarf eğrisi şeklindedir. En mükemmel ve işlevsel mekanizmayı tasarlayabilmek için sağlam dizin eğrisine en yakın eğriyi elde etmek gerekmektedir.

Bu çalışmanın amacı, bu iki tasarım kriterini sağlayacak şekilde bir mekanizma

sentezi çalışması yapılıp optimum boyutlarda bir altı çubuk mekanizması elde edilmesidir.

3. MEKANİZMA SENTEZİ

Mekanizmalar literatürü incelendiğinde altı çubuk mekanizmalarının; Watt1, Watt2, stephenson1, stephenson2, stephenson3 olmak üzere 5 farklı çeşidi olduğu görülmektedir [4]. Bu çalışmada, protez diz mafsalı için Watt2 mekanizması kullanılmıştır.

Watt2 mekanizmasının sentezi, mekanizma üzerinde iki farklı halka kapanış

denklemi yazılıp bu denklemlerin analitik çözümü sonucu uzuv boyutlarının bulunmasıyla gerçekleştirilir.

Şekil 11 Ani Dönme Merkezi

konumları

Şekil 10 Yürüyüş Yörüngesi

241

105ji

9i

8i

7

1598710

51ji

4i

6

632

154321

zz)1e(z)1e(z)1e(z

zzzzz

zz)1e(z)1e(z

)zzz(

zzzzz

jjj

jj

−−δ=−+−+−

δ=++++

−−δ=−+−

=+

δ=++++

φθγ

βα

j

(1)

(2)

(3)

(4)

Yukarıdaki denklemlerden (1) ve (3) nolu denklemler halka kapanış denklemleridir.

(2) ve (4) nolu denklemler de bu halka kapanış denklemlerine göre yazılan dyad denklemleridir. Bu iki dyad denklemi, yörünge üzerinde seçilen 9 farklı nokta için tekrarlandığında 32 tane skaler denklem elde edilir. Bu denklemler, bir bilgisayar programı yardımıyla çözülerek 32 bilinmeyen skaler büyüklük bulunabilir.

(1) nolu Dyad denklemi 9 nokta için yazıldığında 8 vektörel denklemden z6, z4, z1 ve z5 i bulabilmek için β açısının değerleri biliniyor kabul edilmiştir. δ ’nın değerleri de yörüngeden elde edilerek 16 skaler bilinmeyen bulunur.

242

Aynı şekilde (2) nolu Dyad denkleminde γ ve φ açılarının değerleri biliniyor kabul edilerek diğer 16 skaler büyüklük bulunur.

4. KİNEMATİK ANALİZ

Kinematik sentezi yapılan altı çubuk mekanizmasında, imalatta kullanılacak mukavemet hesapları için kuvvet analizi ve sönümleyici seçimi için hız analizi yapılmıştır. Ayrıca normal yürüyüş yörüngesine göre sentezi yapılan mekanizmanın ani dönme merkezlerinin yerleri gerçek dizle karşılaştırılarak bu tasarım kriterini sağlayıp sağlamadığı kontrol edilmiştir.

Şekil 3 Elde edilen ani dönme merkezi konumları

5. SONUÇ

Protez diz eklemlerinde genellikle dört çubuk mekanizmaları kullanılmaktadır. Ancak son yıllarda yapılan araştırmalar neticesinde altı çubuk mekanizmalarının dört çubuk mekanizmalarına göre daha avantajlı olduğu görülmüştür [5]. Örneğin; altı çubuk mekanizmalarında birden çok ani dönme merkezi oluşabileceği için buna bağlı olarak tasarımda da birden çok seçenek vardır. Aynı zamanda, altı çubuk mekanizmalarıyla diz ekleminin stabilitesi de çok daha kolay sağlanabilmektedir. Yapılan araştırmalar göstermektedir ki altı çubuk mekanizmaları dört çubuk mekanizmalarına göre istenen yörüngeyi çok daha iyi karşılamaktadır.

Bu çalışmada yapılan analizler sonucunda diz ekleminde kullanılan altı çubuk

mekanizmasının gerçek bir diz ekleminin fonksiyonlarını büyük ölçüde yerine getirdiği gözlemlenmiştir. Ayrıca bu çalışmada teorik bilgiler uygulamaya da geçirilerek bir prototip yapılmış ve protezin imalata ve kullanıma uygunluğu da görülmüştür.

243

KAYNAKLAR

[1] Michael J W. Overview of prosthetic feet. In Green WB (ed): Instructional course lectures. 1990; Vol 39: Chicago, A.A.O.S. 367-372.

[2] VICON Clinical Gait Analysis Report, Ankara Üniversitesi Fizik Tedavi ve

Rehabilitasyon Hastanesi, 2007

[3] Tew,M.,Forster,I.W.:Effect of knee replacement on flexion deformity.J.Bone.Joint Surg. 67-B:14,1985

[4] Nokleby Scott B., Optimization Based Mechanism Synthesis, University of

Victoria, 1999, 5 [5] Dewen Jin, Ruihong Zhang, HO Dimo, Rencheng Wang, Jichuan Zhang,

Kinematic and dynamic performance of prosthetic knee joint using six-bar mechanism Journal of Rehabilitation Research and Development, Vol. 40, No. 1, January/February 2003, Pages 39–48

244

245


MİKRO DENETLEYİCİ KONTROLLÜ TERMOELEKTRİK ISITICI TABLA (HOT PLATE) TASARIMI

Yavuz EROL

Fırat Üniversitesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü 23119 Elazığ

[email protected]

Giriş Peltier adıyla bilinen termoelektrik modüller, elektriksel olarak seri bağlı, termal

olarak paralel bağlı P ve N tipi yarı iletken malzemelerden oluşur [1]. Şekil 1’den görüldüğü gibi termoelektrik modülün alt ve üst yüzeyi seramik kaplıdır. Seramik, ısıl olarak iletken, elektriksel olarak yalıtkan özellik sağlar.

Şekil 1: Peltier’in iç yapısı

Peltier, yüksek soğutma/ısıtma verimliliğine sahip olduğundan tıbbi ve endüstriyel uygulamalarda tercih edilmektedir [2-3]. Fiziksel görünüşü şekil 2’de verilen Peltier’in bağlantı uçlarına doğru gerilim uygulandığında yüzeylerden biri ısınmakta diğeri soğumaktadır. Bu çalışma şekli ısı pompası (heat pump) olarak bilinmektedir [4].


246

Şekil 2: Peltier’in dış görünüşü

Bu projede Peltier’in soğutma özelliğinden değil ısıtma özelliğinden yararlanılmıştır. Sıcaklık Kontrolü

Sistemin sıcaklık kontrolü, yüzeyin altına yerleştirilmiş sıcaklık sensörü ve uygun kontrol programı yüklenmiş PIC mikro denetleyici ile sağlanmaktadır. Şekil 3’de blok diyagramı verilen kapalı çevrimli kontrol sistemi sayesinde yüzey sıcaklığı ile ayar sıcaklığı arasındaki fark (hata değeri) giderilmeye çalışılmaktadır. Bu işlem Peltier’e uygulanan PWM sinyalin görev periyodu ayarlanarak yapılmaktadır.

Şekil 3: Blok diyagramı

Sistemde geri besleme bilgisi 10 mV/°C eğime sahip LM35DZ sıcaklık sensörü ile

alınmakta ve 10 bitlik ADC ile sayısala dönüştürülmektedir. ADC devresinin referans gerilimi +5V olduğundan sensör çıkış gerilimindeki 4.88 mV’luk değişim, sayısal kodda 1 bitlik değişime karşılık gelmektedir. Bu da yüzey sıcaklığının 0.5°C hassasiyetle okunabilmesini mümkün kılmaktadır.

Şekil 4’de termoelektrik ısıtıcıya ait çizim görülmektedir. 2 adet Peltier, 30mm kalınlığındaki izolasyon malzemesi üzerine yan yana konulmuştur. Peltier’lerin alt yüzeyine uygun boyutta bir alüminyum soğutucu; üst yüzeyine ise ince bir sac levha yerleştirilmiştir. Isı transferini hızlandırmak için sac levha ile Peltier’ler arasına termal macun sürülmüştür [5].

LM35 sıcaklık sensörü, sac levhanın altında olacak şekilde Peltier’lerin hemen yakınına yerleştirilmiştir. Sensörün çevresinin izolasyon malzemesi ile kaplı olması sayesinde yüzey sıcaklığı çok iyi şekilde ölçülebilmektedir.

247

Şekil 4: Genel görünüş

Elektriksel Bağlantı Isıtma amacıyla kullanılan ve boyutları 40x40x3.9 mm olan 2 adet Peltier’in elektriksel özellikleri Tablo 1’de verilmiştir.

Tablo 1: Peltier’in elektriksel özellikleri

Elektronik devre şeması şekil 5’de görülmektedir. Devredeki 1 satır 16 karakterlik LCD’de, ayarlanan sıcaklık değeri (SET değeri) ve yüzey sıcaklığının o anki değeri görüntülenmektedir. Sıcaklık sensörünün çıkışı mikro denetleyicinin AN0 ucuna; ayar potansiyometresi ise AN1 ucuna bağlıdır. Isıtıcı sistemin beslemesi için 12V, 7A’lik SMPS türünde bir güç kaynağı kullanılmıştır.

Şekil 5: Elektronik devre

Model Qmaks (W) Akım (A) Gerilim (V) ΔTmaks (°C)

TEC1-12706T125 61 6 15.2 67

248

PWM tekniği ile sürülen IRF540 MOSFET’e ait sürme devresi şekil 6’da verilmiştir.

Şekil 6: MOSFET sürücü devre

Kontrol Yazılımı PIC programı PIC C derleyicisi kullanılarak yazılmıştır. Kontrol programı, ayarlanan

sıcaklık değeri ile yüzey sıcaklığı arasındaki farka göre PWM işaretinin görev periyodunu uygun şekilde değiştirmekte ve Peltier’lerden geçen akımın ortalama değerini ayarlamaktadır. Yüzey sıcaklığı ve SET değeri her 250ms’de bir ölçülmekte, aradaki farka göre PWM sinyalinin on/off süreleri değiştirilmektedir.

Testler Sıcaklık kontrol sisteminin performansını görmek amacıyla SET sıcaklığı 85 °C olarak

ayarlanmış ve 10 saniye aralıkla sensörün çıkış gerilimi ölçülmüştür. Test işlemi 25 dakika boyunca yapılmıştır. Test sonuçlarına göre, 4. dakika sonunda yüzey sıcaklığının SET değerine 1-2 °C yaklaştığı görülmüştür. Şekil 7’de, test verilerine göre çizilen sistem cevabı görülmektedir. Verilen sıcaklık-zaman grafiğinden görüldüğü gibi sürekli rejimde yüzey sıcaklığı SET değerini hatasız olarak yakalamaktadır.

Şekil 7: Sistem cevabı

Mikro denetleyici kontrollü termoelektrik ısıtıcı tabla cihazının resmi aşağıda görülmektedir.

249

Tıbbi biyoloji ve genetik laboratuvarında bu cihaz kullanılarak yürütülen FISH deneyinde elde edilen sonuçlar aşağıdaki gibidir. 5 dakikalık denaturasyon süresince tablanın yüzey sıcaklığı 80°C’de sabit tutulmuştur.

250

Sonuçlar Bu projede verilen mikro denetleyici kontrollü termoelektrik ısıtıcı tabla ile yüzey

sıcaklığı 30-90 °C aralığında ±1 °C hassasiyetle sabit tutulabilmektedir. Sistemde geleneksel yöntemlerden farklı olarak Peltier kullanılmasıyla sıcaklık kontrolü çok hızlı ve verimli şekilde yapılabilmektedir.

Kaynakça [1] Thermoelectric Handbook, www.melcor.com [2] C. Alaoui ve Z. M. Salameh, “A Novel Thermal Management for Electric and Hybrid

Vehicles”, IEEE Trans. On Vehicular Technology, Cilt: 54, No: 2, s:468-476, 2005. [3] M. Dominguez, J. G. Vian, D. Astrain, J. Esarte, L. Aldave ve J. Aguas, “Thermoelectric

device to measure the thermal conductivity of materials”, 21st International Conference on Thermoelectronics, s:341-344, 2002.

[4] Thermal Solutions, www.melcor.com [5] Wavelenght Electronics, “Optimizing Thermoelectric Temperature Control Systems”,

Technical Note TN-TC01 Rev C., 2005.

http://www.melcor.com/

http://www.melcor.com/

251

EK1- FISH TEKNİĞİ

FISH, fluoresan işaretlerle etiketlenen, tamamlayıcı DNA’ya, bu DNA dizilerinin yerleşimini görebilmek için hibridizasyona uğrayan veya bağlanan tek zincirli DNA (prob) kısa dizilerini gerektiren bir yöntemdir.

Deney Aşamaları

1. Metafaz kromozomları veya interfaz nukleusu kullanılarak preparatların hazırlanması 2. İncelenecek DNA’nın ve prob DNA’nın 75-80 derecede denatürasyonu 3. Hibridizasyon 4. Yıkama 5. Fluoresan mikroskopta görüntüleme

Gerçekleştirilen termoelektrik ısıtıcı tabla cihazı, deneyin 2 nolu aşamasında kullanılmaktadır.

252

253


ELEKTROTERAPİ FONKSİYON JENERATÖRÜ TASARIM ve UYGULAMASI

İbrahim TANAĞARDIGİL

E – Posta: [email protected]

1. PROJENİN AMACI:

Bu çalışmada, klinik amaçlı, mikrodenetleyici ile klasik devre elemanlarından ve entegre devrelerden oluşmuş deri üzerinden uygulanan elektrikli bir kas sinir uyarıcı devresi tasarlanmış ve gerçekleştirilmiştir. Bu elektroterapi cihazı terapide ve nörolojide alternatif yöntem olarak dokuları uyarmak ve kimyasal ilaçlar kullanmadan ağrıları azaltmak ya da tamamen gidermek amacıyla kullanılmaktadır.

2. KULLANIM ALANLARI

Elektroterapiler, cilt, cilt altı ve derin kas gruplarının; düşük, orta ve yüksek frekanslı elektriksel uyarılarla aktive edilmesi esasına dayanmaktadır. Özellikle kas gruplarının aktivasyonu ile, muskulovenöz pompalar aktif hale getirilir ve dokulardaki lenfotik blok ortadan kaldırılır. Ayrıca, uygulama alanlarındaki toplayıcı sistemin aktivasyonu ile, dokulardaki oksijenlenme de rölatif bir araç olacak ve yağların harcanması hızlanacaktır. Ayrıca selülit tedavisinde de kullanılmaktadır.(2)

Vücudunuzda yağ dokusunun biriktiği yerlere, pasif jimnastik yaptırarak incelmesini sağlayan bir yöntemdir. Bu teknik, vücuda yerleştirilen elektrotlarla doğru akım kullanılarak uygulanır. Elektroterapi bölgesel zayıflamayı, sarkık ve güçsüz kasların toparlanmasını, cilt ve cilt altı dolaşımını artırarak cildin kalitesinin artmasını, uygulanan bölgenin sıkılaşmasını sağlar. Özellikle, elektroterapi sonrasında lenf drenajı uygulaması sonuçların daha iyi olmasına neden olmaktadır.(3)

Fizik tedavi vücudun bozulmuş fiziksel fonksiyonlarının düzeltilmesi amacıyla uygulanan bir tedavi yöntemidir. Fizik tedavide uygulanan yöntemler elektroterapi ve rehabilitasyon..başlıkları..altında..toplanabilir. Elektroterapi; ağrının şişliğin azaltılması ve kasların gevşemesini sağlamaya yönelik elektrik dalgaları ve ısı uygulamalarıdır. Değişik elektroterapi cihazları ile yapılır. Rehabilitasyon ise vücut fonksiyonlarının iyileştirilmesi ve korunması amacıyla uygulanan egzersiz programlarıdır. Bu hareketler hastaların durumuna göre ayrı ayrı veya birlikte uygulanabilir.(4)

Elektroterapi sayesinde kaslarının aktif olarak uyarılması ve dokuların sıkılaşması sağlanır. Böylece bölgesel olarak toksinler atılır ve selülit oluşumu engellenir. (7)


254

3. ELEKTRİK SİNYALİNİN ORGANİZMADAKİ ÇALIŞMA ŞEKLİ

3.1. SİNİRLERİN ELEKTRİKSEL AKTİVİTESİ

3.1.1. Sinir iletimi

Plazma membranının iç ve dışındaki iyonların konsantrasyonlarındaki fark nedeniyle sinirin iç ve dış yüzü arasında potansiyel fark vardır. Dinlenme durumundaki Sinirin dışı pozitif, içi negatif elektrik yüklü olup, plazma membranları sodyum iyonlarına geçirgen değildir. Bu, membranın polarize durumudur.

Sinir uyarıldığında, uyarı plazma membranının iki yanındaki potansiyel farkını azaltır.

Bu azalma, belirli kritik seviyeye eriştiğinde membranın sodyum iyonlarına karşı geçirgenliğinde derişikliğe yol açar. Bu iç ve dıştaki iyon konsantrasyonunda değişiklik ile sonlanır ve ters yüklenme oluncaya kadar potansiyel farkında ki azalma devam eder. Bu durumda membranın içi pozitif, dışı negatif yüklüdür (Şekil 1.1), Bu aktiviteden hemen sonra sodyum iyonları dışarı pompalanır ve sinirin bu kısmı dinlenme durumuna döner. Sinirin aktif ve dinlenme kısmı arasındaki potansiyel farkı, sinirin aktif ve bitişik kısımları arasında lokal elektron akımına neden olur. ( Şekil 1.2 ) Akım, sinir lifi üzerinden membran boyunca oluşan potansiyel farka zıt yönde akar. Sinir lifi akıma bir direnç gösterir. Akımın geçişi potansiyel farkı azaltır. Böylece membran sodyum iyonlarına karşı geçirgen duruma gelir.bu değişiklikler daha sonra sinir lifi boyunca iletilir. Polarize durumdaki bu değişiklik sinir boyunca bir impulsun geçişini temin eder.( Şekil 1.3 )

Şekil 1.1 Şekil 1.2

Şekil 1.3

255

3.1.2. Sinirlerin elektrik akımlarıyla uyarılması

Bir sinir impulsu, elektrik uyarımı ile başlatılabilir. Bunu sağlamak için yeterli yoğunlukta değişken bir akım uygulanmalıdır. Sinir lifinin plazma membranı bir direnç oluşturur. Akım ilerledikçe lif boyunca bir potansiyel farkı oluşturulur.(Şekil 1.4) Katoda yakın membran yüzeyi diğer yüzeye göre negatif hale gelir. Şekil 1.4 de "n" olarak işaretlenen plazma membran yüzeyleri katoda en yakındır ve daha negatif hale gelir. Öte yandan "p" olarak işaretlenen yüzeyler anoda daha yakındır ve daha pozitif hale gelir. Şekil 1.4 A da sinirin anoda daha yakın yanındaki membranın dinlenmedeki potansiyel farkı artar. Ancak, sinirin katoda daha yakın yanında (B) ilave edilen yükler dinlenme halindeki membrandakilere göre zıt kutuptadırlar ve farkı, membranı sodyum iyonlarına geçirgen hale getirecek seviyenin altına inerse, bu iyonlar aksona girmeye başlar ve yukarıda tanımlanan olaylar dizisini başlatarak sinir uyarılması başlatılmış olur.

Şekil 1.4 Bir sinir lifinin elektriksel uyarımı

3.1.3. Sinir uyarımının etkileri

Bir sinir impulsu bir sinir hücresi veya son plakta başlatıldığında, akson boyunca sadece bir yönde ilerleme olur. Ancak impuls, sinir lifinin herhangi bir noktasında başlarsa uyarı yerinden her iki yöne doğru aynı anda geçiş olur.

Duyusal lif uyarıldığında aşağı doğru giden, impuls etkisizdir. Yukarıya doğru giden

impuls ancak beyinde bilinç düzeyine eriştiğinde değerlendirilir. Aynı akım kullanılarak değişik süreli impulslar uygulandığında, duysal uyarının impuls süresi ile değiştiği saptanmıştır. Uzun süreli impulslar rahatsız edici, bıçak saplanır tarzda duyuya neden olur. İmpuls süresi bir milisaniyeye düşünceye kadar bu duyu giderek azalır ve daha sonra sadece hafif bir iğneleme hissedilir.

256

Motor sinir uyarıldığında, yukarı giden impuls yanlış yönde gittiğinden ilk sinapsı geçemez. Ancak aşağı giden impuls sinirin innerve ettiği kaslara giderek onların kasılmasına yol açar.

Motor sinirin trunkusuna bir uyarı yapıldığında, uyarının yapıldığı noktanın altındaki

sinir tarafından innerve edilen tüm kaslar kasılırlar. Akım doğrudan innerve kasa uygulandığında kas İçindeki sinir lifleri aynı şekilde

uyarılır. İnnerve bir kasta en iyi cevap, ana sinirin kasa girdiği yer olan, motor noktadan veya derinde yerleşmiş kaslarda, üzerindeki daha yüzeysel olanların altından çıktığı yerden alınır.

3.1.4. Uyarı frekansının etkileri

Tek bir uyarı verildiğinde, normal şartlarda hemen gevşeme ile izlenen ani, kısa bir kas kasılması olacak şekilde impulslar aynı anda birçok sayıda motor üniteye yayılır. Saniyede bir uyarı olacak şekilde oldukça uzun aralarla birbirini izleyen uyarılar uygulanırsa, her biri izole bir kas kaçılmasına yol açar ve impulslar arasında tam gevşeme için zaman vardır. Uyarıların frekansı arttıkça, gevşeme süreleri kısalır. Frekans 20 Hz’ i aştığında kasılmalar arasında tam gevşeme için zaman kalmaz, böylece kısmi tetani oluşur. Frekansın daha fazla artması, gevşeme süresini daha da azaltır. 60 Hz’ in üzerindeki frekanslarda gevşeme olmayıp, kasılma tümüyle tetaniktir.

3.1.5. Kasılmanın kuvveti

Bu, uygulanan akım şiddetine bağlı olarak aktive edilen motor Ünitelerin sayısına ve akımın değişme oranına bağlıdır. Akım şiddeti aniden artarsa, akomodasyon için yeterli süre yoktur ve kas kasılması olur. Akım trapezoid, üçgen ve testere dişi şeklinde daha yavaş artar-sa, bir miktar akomodasyon olup, kasılmanın oluşması için daha fazla akım şiddeti gereklidir.(1)

3.1.6. Fizyolojik sonuçlar:

Normal innervasyonlu kasın kuvvet süreleri

257

Parsiyel denerve kasın kuvvet-süre eğrisi(1)

258

259

4. CİHAZIN ÇALIŞMASI:

12 V / 7 Ah’ lık akü 3A’ lık sigorta ile açma-kapama anahtarına bağlanır. Şarj ünitesi kasanın içinde bulunmaktadır. Şarj kutusunda ise sadece bir trafo vardır. DC-DC konvektör bloğu girişine gelen 12 voltluk gerilimi +90V, -90V, +5V, +8V, -8V luk gerilimlere çevirerek ±90V’ u DC yükselteç devresine uygular. ±8V u sinyal şekillendirici devresine uygular. +5V u ise kontrol devresine uygular. Sinyal seçici komütatörler bir taraftan sinyalleri atternature uygularken diğer taraftan ise mikrodenetleyiciye hangi sinyali seçtiğini bildirir. Atternatürden çıkan sinyal ise DC yükseltece uygulanır ve akım sınırlayıcılar ile çıkış röle kontaklarına ulaşır. LCD ekranda “press enter” dedikten sonra enter’ a basılır ve denetleyici çıkışı bağlar.

Denetleyici devamlı akünün gerilimini test etmekte ve bu gerilim 10,88 Voltun altına indiği zaman buzer kesik kesik çalarak alarm vermektedir. Bu anda ise LCD’ de de cihazınızı kapatın ve şarja takın diye ingilizce olarak yazmaktadır.

5. CİHAZDAN ÜRETİLEN SİNYAL ÇEŞİTLERİ, ŞEKİLLERİ VE İŞLEVLERİ

Sürekli akımlar

Elektroterapi Alçak frekanslı akımlar

Akımları Süreksiz akımlar

Orta frekanslı akımlar

260

5.1. Cihazın üretebildiği sinyaller

A. Sürekli akımlar

1. Galvanik Akım

B.Süreksiz akımlar

1. Testere dişi Dalga (sawtooth wave)

2. İğne Dalga (Spike wave)

3. TENS

a) Demet (Burst), dikdörtgensel

b) Alternatif bifaz (Alternative-biphase)

4. Otomatik PWM

5. İnterferans

5.1.1. Sürekli Akımlar

Sürekli (galvanik) akımın vazomotor sinirlerini uyardığı, kapiler damarların kimyasal vazodilasyonunu sağladığı ve organizmada iyon hareketine sebep olduğu hatırlanırsa, doğru akım tedavisi ile akut ve kronik travmaları, burkulmaları, miyofibrozitleri, bazı eklem hastalıklarını, neuritis ve neuralgia olaylarını, enflammasyon sonucu ortaya çıkan artık maddelerin rezopsiyonunu hızlandırarak, adele spazm ve ağrılarını ortadan kaldırarak tedavi etmenin mümkün olduğu anlaşılır.(7) Sürekli akımların tedavilerine birkaç örnek:

1) Bir kemik kırığında basınç altında kalarak felce uğramış bir siniri serbest hale getirmek için

2) Bir diz arteritinde 3) Bir omuz ekleminin tedavisinde 4) Kalça ekleminin tedavisinde 5) Bir enterkostal nevraljinin tedavisinde 6) Bir siyatik nevraljisinin tedavisinde 7) Sağırlık tedavisinde 8) Yüz felcinin tedavisinde(1)

Galvanik akım dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi:

261

Volt/div=0.2 Volt (x100 probe ile)

5.2.1. Testere dişi dalga :

Bu dalga formu kas güçlendirmek için çok uygundur. F= 4-100Hz Faz süresi:5-40ms Testere dişi dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi:

Time/div=20 ms Volt/div=0.2 Volt (x100 probe ile)

262

5.2.2. İğne Dalga:

Faraday akımlarından bir tanesi olan bu dalga formu, trofik ve analjezik özelliğinden istifade edilerek yapılan tedaviye en güzel örnek küçük eklem burkulmalarını tedavisidir. f:5-40Hz İğne dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi:


5.2.3. TENS Dalgaları:

TENS deri aracılığı ile çevre sinirlerinin uyarılması anlamındadır. Tedavi için kullanılma amacı da ağrıları hafifletmek veya ortadan kaldırmaktır. Beyin dış ortamda ve vücut içinde oluşan elektriksel uyarıları algılama ve yorumlama özelliğine sahiptir. Bazı akım şekilleri ve özellikle TENS cihazlarının ürettiği uyarılar santral sinir sistemine etki ederken ağrıyla ilgili odakların duyarlılığında da büyük değişiklikler yapabilir.(7) -Alternatif: Bu dalga formu ağrı yönetimi uygulamasında genel olarak kullanılmaktadır. -Burst: Bu onu kas güçlendirme protokollerindeki gibi yüksek yoğunlukları gerektiren uygulamalar için uygun kılar.

263

Alternatif dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi:



264

Burst dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi:


5.2.4. Otomatik PWM:

Bu bileşik akımları sağlam ve sinirle bağlantısını kaybetmiş motor ünitelerin veya kasların birlikte bulundukları bölgelerde felçlerin tedavisi için çok uygundur. (7) Galvani+faradi dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi:


265

5.2.5. İnterferans:

Bazı sindirim bozuklukları, statik bel ağrıları veya estetik bakımdan yapılır. İnterferans dalga şeklinin osiloskopta incelenmesi(1)


266

6. CİHAZIN GENEL YAPISI VE ÇALIŞMA BİÇİMİ

Cihazın ön paneli.

İnterferans ‘ın frekans Akım ayarı

ayarı

Çıkış gerilim ayarı Şarj

göstergesi

Yukarıdaki komitatör yardımıyla istenilen dalga şekilleri seçilerek LCD ekranda izlenir.

Solda görüldüğü üzere “enter”, arttırma ve azaltma tuşları ile frekans ve puls darbe süreleri değiştirilebilir. Komütatör istenilen sinyali seçtikten sonra menünün ilk işlemi önünüze gelir. Arttır ve azalt tuşlarını kullanarak tek tek ya da sürekli basarak sayılar 5 er 5 er ayarlanır. “Enter” ‘a basınca diğer menü işlemine geçer ve aynı şekilde işlemler takip edilir.

267

En son ekranda böyle bir yazı yazarak (her sinyal için farklı) enter’ a basmanız beklenir. Bastıktan sonra mikrodenetleyici sinyal üretir ve aynı zamanda çıkış rölesini bağlar.Böylece çıkış alınır.

Cihazın yukarıdan görünüşü.

12v/7Ah lik akü

Mikrodenetleyici kartı

Dalga şekillendirici devreleri

DC yükselteç devresi

Akünün geriliminin ayarlanabilen değerin

Altına düştüğünde ses veren buzzer DC-DC konvertör devresi

268

Cihazın arkadan görünüşü:

Cihazın açma/kapama

anahatarı

Akü şarjı için kullanılan giriş

Sigorta girişi

6.1. Akü şarj ünitesi

Cihaz şarja takıldığında ön panelde bulunan “charge indicator ledi sürekli” yanar. Şarj bittiğinde ise led kırpışmaya başlar.

269

Cihazın yandan görünüşü:

Bir cihaz için bu görüntü büyük avantajdır. Cihaz tamir edilirken veya tadilat yapılırken cihazın hiçbir tarafı sökülmeden işlem yapılabilir.

Cihazın üst kapağı kapatılmış hali :

270

7. CİHAZIN AVANTAJLARI, TEKNİK ÖZELLİKLERİ VE YENİLİKÇİ YANLARI

Cihaz taşınabilir ve şebeke gerilimine ihtiyacı olmayan bir yapıdadır. İçerisinde bulunan 12V / 7 Ah’ lık akü ile işlevini gerçekleştirir. Bu akü ile sistem yaklaşık 20 saat devamlı çalışabilir. En kötü duruma karşı hastaya ve cihaza zarar vermemesi için 3A’ lık sigortası bulunmaktadır. Şarj devresi sistemin içerisinde bulunmaktadır. Harici olan kutuda ise sadece bir 17 Volt çıkışlı transformatör bulunmaktadır. Onu cihaza takmak için arkada bir giriş yeri bulunmaktadır. Bu jak somunlu bir jaktır. İstenirse bağlanıp çıkması engellenir.

DC-DC konvektör devresi step-up olarak çalışmaktadır. Bu anahtarlamalı düzenek için kullanılan ferit nüveli transformatör 28 Watt’ lık güç sağlayabilmektedir. Ayrıca devre 48 Khz’ te çalışmakta bu da bir konvektör için iyi bir özelliktir.

En önemli özelliklerinden bir tanesi de akü gerilimi randıman alamayacağı bir gerilimin ( Ben bunu 10,88 V olarak tayin ettim.) altına düştüğünde içeride bulunan buzer ötmektedir ve aynı zamanda LCD ekranda cihazın şarjı bittiğini yazarak gösterir.

DC yükselteç devresi bant genişliği çok iyidir. Akım sınırlama ünitesi ise hastaya uygun olan sinyallerin uygun olan akım ile verilmesini sağlar. Bu sistem son derece önemlidir. Ayrıca sistemin kısa devre durumunda yani elektrotların birbirine deymesi gibi bir durumda akım sınırlayıcı olduğundan dolayı cihaza hiçbir zarar vermemektedir.

Cihazın kullanımı çok kolay olmakla birlikte sistemin daha dayanıklı olabilmesi için bazı kısımlarını tamamen elektronik yapılmasından kaçınılmıştır.(Komütatörlerin ve potansiyometrelerin kullanılması gibi.)

Cihazın bir avantajı da tadilat işlemlerinin cihazın sadece üst kapağının açılması ile yapılabilmesidir.

Cihaz geliştirilebilme gibi bir özelliğe de sahiptir. Sinyal şekillendirici ve denetleyicili kontrol üniteleri soketlerinden çıkartılıp daha gelişmiş devre düzenekleri ve yüksek hafızalı mikrodenetleyiciler ile sistem geliştirilebilir.

Süre ayarları yapılıp tedavi otomatik olarak bitmektedir. Hekimin cihazın başında durmasına gerek yoktur. Ayrıca kasası galvanik kaplı sacdır.(Paslanmaz)

Bu sistemin dezavantajı çıkışın tek kanallı olmasıdır. Tabii ki bu durum büyük bir problem değildir. Yapılması oldukça kolaydır.

271

8. KAYNAKÇA

1. Clayton’un Elektroterapi Kitabı Çeviren Doç.Dr. Sema Füzün İzmir Güven Kitabevi 1987;s.

44-48, 71-75,112-115, 125-127 2. http://www.dengezayiflama.com/tr/services/details.asp?id=44

3. http://www.mezoclinic.com/elektroterapi.html

4. http://www.turkhemoder.org/hemofilifiziktedavi.php

5. http://www.asyafin.com.tr/turkish/saglik/unite.htm

6. Fizik Tedavi Kitabı İstanbul Üniversitesi, İstanbul Tıp Fakültesi Yayınları Prof.Dr. Orhan

Sengir 1989;16, 21, 35

http://www.dengezayiflama.com/tr/services/details.asp?id=44

http://www.mezoclinic.com/elektro_terapi.html

http://www.turkhemoder.org/hemofilifiziktedavi.php

http://www.asyafin.com.tr/turkish/saglik/unite.htm

272

273


KARACİĞER KİST HITATIGI IRRIGATION & SUCTION SİSTEMİ PROJESİ


Dr. Serdar Kaman

KARACİĞER KİST HITATIGI IRRIGATION & SUCTION SİSTEMİ

Bu sistem karaciğerde oluşan kistlerin yüksek devirde emici ve kesici uç vasıtası ile o bölgeden helezon şeklindeki mil yardımıyla atılmasını sağlayan bir sistemdir. Sistemi oluşturan parçaların tümü dezenfekte edilmeye uygun olup paslanma riski yoktur.

Şekil 1. Karaciğer kist hitatiği irrigation & suction sistemi

Bu sistemde kist partiküllerinin kistli bölgeden parçalanıp uzaklaştırılma işlemi 12000 d/d ve 65 W gücündeki bir elektrik motorundan hareket alan kesici spiral uç vasıtası ile sağlanmaktadır. Motor devri bir pedal yardımı ile ayarlanabilmektedir. Operasyon sırasında vakumlanan kist partiküllerinin krom borudan ana gövdeye geçerken sızdırmazlığın sağlanması amacıyla bir o-ring kullanılmıştır (Şekil-2. 9 numaralı parça). Bu sistem iki ana bölümden oluşmaktadır.

1. Kist vakumlama bölümü 2. Güç ünitesi Kist vakumlama bölümü Şekil 2’de gösterilen parçalardan oluşmaktadır. Burada 3

numaralı kesici spiral uç 1 numaralı ana gövdeye 10 numaralı somun yardımı ile bağlanmaktadır. Vakumlanan kist partikülleri ana gövde üzerindeki çıkış ucundan dışarı atılmaktadır. 2 numaralı krom boru 3 numaralı kesici spiral ucun çevresinde gerekli vakumlamanın oluşmasını sağlamaktadır.

Güç ünitesi ise Şekil 3’te gösterilen parçalardan oluşmaktadır. Buna göre kesici spiral uç 13 numaralı motordan hareket alan 12 numaralı spiral mil vasıtası ile yüksek devirde döndürülmektedir. Motor devri 16 numaralı kablo ile motora bağlanmış 15 numaralı bir pedal yardımıyla ayarlanmaktadır.

274

Şekil 2. 1. Ana gövde, 2. Krom boru, 3. Kesici spiral uç, 4. Pens, 5. Plastik tutucu, 6. Tırnaklı parça, 7. Kaymalı yatak, 8. Kaymalı yatak, 9. O-ring, 10. Somun, 14 Çıkış ucu

275

Şekil 1. 1. Ana gövde, 2. Krom boru, 3. Kesici spiral uç , 5. Plastik tutucu, 6. Tırnaklı parça, 10. Somun, 11. Bağlantı spiral tırnağı, 12. Spiral mili, 13. Elektrik motoru, 15. Ayak pedalı, 16. Elektrik kablosu

Bu sistem sayesinde cerrahi müdahele sonucunda vücutta oluşturulan kesik daha küçük olduğundan hasta iyileşme süresi kısaltılmış ve ayrıca diğer cerrahi müdahelelere kıyasla kistin tekrar çoğalma riski ortadan kaldırılmıştır. KAYNAKLAR:

1. Eminkahyagil, E., “Konstrüksiyon El Kitabı”, Ankara Yüksek Teknik Öğretmen Okulu Basımevi, Ankara, 22-28 (1978).

2. Akkurt, M., “Makina Elemanları 1-2”, Birsen Yayınevi, İstanbul, 424, 490-495, 502-

515, 702-704 (2000).

3. Neufert, E., “Yapı Tasarımı Temel Bilgileri”, Güven Kitabevi, Ankara, 3-41 (1974)

4. Düzgün, D., “Dişli Çarklar”, TSE Yayınları, Ankara, 22-33-65, 120-146 (2004)

5. Düzgün, D., “Vidalar”, TSE Yayınları, Ankara, 23-52 (2004).

6. Düzgün, D., “Makina Kostrüksiyonu”, TSE Yayınları, Ankara, 41-52,99,117 (2004).

7. Düzgün, D., “Makina Elemanları”, TSE Yayınları, Ankara, 1-35,69-93 (2004).

276

8. Söylemez, E., “Mechanisms 3rd ed”, ODTU Yayınları, Ankara, 163-225, 280-337

(1999).

9. Hibbeler, R., C., “Mechanics of Materials 3rd ed, Prentice Hall International, New Jersey, 2-52, 86-112, 180-246, 290-338, 543-566 (1997).

10. Şen, Z., Özçilingir, N., “Makina Meslek Resmi”, Çözüm Matbaası, İstanbul, 153-188,

192-220 (2001).,

277


YAPAY KAS UYGULAMALI ROBOT SÜRÜŞLÜ REHABİLİTASYON SİSTEMİ TASARIMI

* Ufuk POŞLUK * Akay ÖZTÜRK

* Nihat GEMALMAYAN * Şefaatdin YÜKSEL

Gazi Üniversitesi Mühendislik Mimarlık Fakültesi – ANKARA

E-mail : [email protected] , [email protected]

1. Giriş

Bilim ve teknoloji tarihini incelediğimizde, uzun durağan dönemlerden sonra önemli bilimsel ve teknolojik sıçramalar gözlemlenip, bu sıçramalar sonunda toplum yaşamında önemli değişim ve gelişmeler izleniyor. Çağdaş bilim ve teknoloji sürecinde, tüm insan ve toplum yaşamını değiştirecek önemli birçok olgu ile iç içe yaşıyoruz. Bunlar arasında robot uygulamaları, insanların konforu, sağlığı ve güvenliğiyle ilgili temel kavramlarda ve uygulama niteliklerinde, ilkesel düzeyde değişimlere yol açacak bilimsel ve teknolojik bir adımdır.

Bilindiği gibi robot uygulamaları günümüzde sadece sanayi alanında değil tıp uygulamalarında ve fiziksel rehabilitasyon tedavilerinde de sıkça kullanılmaktadır. Robot yardımlı yürüme tedavisi; inme, omurilik hasarı ya da beyin hasarı gibi nörolojik veya ortopedik durumlarda yürümesi bozulan kişiye tekrar yürümeyi öğreten bir fizik tedavi formudur.

Yürüme mekanizması hala tam olarak çözümlenememekle birlikte tekrarlayan yürüme paterni, hastalık ya da yaralanma nedeniyle ilişkileri kopmuş beyin ve omuriliğin birlikte çalışarak yeni bir rota belirlemelerine yardımcı olur. Aynı zamanda beyin ve omurilik yaralanmalı hastalarda kasların güçlenmesine, dolaşımın gelişmesine yardımcı olur. Yürüme egzersizinde doğal ağırlık taşıma sağlandığından kemikler güçlenir, osteoporoz (kemik erimesi) riski azalır. Tasarımı yapılmış olunan sistem, omurilik (spinal kord) hasarına bağlı gelişen felçli hastalar, ortopedik problemler ve inme sonrası felçli hastaların yürüme eğitimi ve rehabilitasyonunda kullanılabilmektedir[1]. Hastaların diz ve kalça eklemi robot sürüşlü bacaklara sabitlenerek, normal yürüme hareketi yapması sağlanmaktadır. Hastaya bir yürüme bandı üzerinde, bilgisayar kontrollü robot bacaklar sayesinde yürüme taklit ettirilir. Aynı zamanda paraşüt sistemiyle aşağı-yukarı yönlerde hareket verilir. Böylece omurilikteki refleks mekanizmalardan yararlanılarak yürüme yeniden öğretilir[2].



278

2. Tasarım Kriterleri

Yapay kas uygulamalı robot sürüşlü rehabilitasyon sisteminin tasarımı yapılırken göz önünde bulundurulan kriterler aşağıda verilmiştir.

a. Bir tasarımın yapım aşamasında dikkat edilmesi gereken en önemli husus tasarımın optimum koşullara en yakın şekilde planlanması ve yapılmasıdır. b. Bu projenin tasarımı ile ilgili gerekli tüm veriler mümkün olduğu kadar gerçek insan vücudu değerleri göz önüne alınarak gerçekleştirilmelidir. c. Projede insan faktörü ön planda olduğu için güvenlik katsayısı büyük alınmalıdır. d. Hastalık yada yaralanma nedeniyle ilişkileri kopmuş beyin ve omuriliğin birlikte çalışarak doğru bir yürüyüş rotası belirleyebilmesi için robot bacakların insan yürüşünü birebir taklit etmesi gerekmektedir. e. Sistemin kurulum, işletim ve bakım özellikleri belirlenmelidir. f. Hastaların bacak boylarının değişkenlik göstermesi sebebiyle, robot bacakların ayarlanabilir özellikte olması gereklidir. g. Acil durumlarda, sistem tamamen devreden çıkarılarak hasta güvenliği sağlanmalıdır. (Hastanın veya refekatçının kolayca ulaşabileceği bir konumda bulunan acil durdurma butonun konulması) h. Farklı yürüme bozukluklarına uyumlu olabilmesi için sistemin yürüme kalıbının ve hızının değiştirilebilir olması gereklidir. i. Rehabilitasyon sırasında doktorlara, hasta hakkındaki her türlü verinin anlaşılabilir biçimde ve görsel(grafiksel) olarak verilebilmesi gereklidir.

3. Yapay Kas Uygulamalı Robot Sürüşlü Rehabilitasyon Sistemi Tasarımı

Yapay kas uygulamalı robot sürüşlü rehabilitasyon sistemi yapay kas kullanılarak tasarlanmıştır. Yürüme analizi laboratuvarından alınan veriler, microsoft excell programı kullanılarak bacak hareket grafikleri elde edilmiştir.

3.1. Yapay Kas

Günümüze kadar yapılan birçok robot uygulamasında DC motorlar kullanılmıştır. Bu tasarımda insan kas yapısını daha iyi taklit edebilen yapay kas kullanılmıştır. Yapay kas bir diyafram-daralma sistemidir veya kısaca tanımlamak gerekirse, basınç altında kısalıp daralan bir hortumdur. Ana fikir; fluidik olarak sıkı, esnek hortumun ve dikdörtgen şeklinde dizilmiş sağlam tellerin hortumun etrafına sarılmasından oluşan bir kombinasyonda yatmaktadır. Böylece üç boyutlu bir kafes yapı ortaya çıkmış olur. Akıp geçen akışkan sayesinde kafes yapı dışarıya doğru şekil değiştirir. Bunun sonucunda eksenel yönde bir çekme kuvveti oluşur. Dolayısıyla kafes yapı iç basıncın artmasıyla nötr açı oluşana kadar daralmış olur. Bu daralma, yük olmadığı zaman hortum uzunluğunun yaklaşık %25’ine ulaşan bir strok değerine denk gelir. Kas gergin vaziyette iken aynı çaptaki geleneksel silindirin geliştirdiği kuvvetin on katını geliştirir. Kalkışta geliştirdiği büyük kuvvet ve ivme sayesinde, hafif olan yapay kas yüksek ivmelere gereksinim duyan kullanım alanları için son derce uygunluk gösterir ve kesintisiz bir biçimde düzgün çalışır[3]. Şekil 1’ de yapay kasın şekli görülmektedir. Şekil 2’ de ise yapay kasın çalışma şekline ait resim görülmektedir.

279

Şekil 1 – Yapay Kas (Pnömatik Kas)

Şekil 2 – Yapay Kasın Çalışma Prensibi

3.2. Yürüme Analizi

Yürüme analizi yürümenin sayısal olarak değerlendirilmesi, tanımlanması ve yorumlanmasıdır[4]. Her ne kadar birçok yürüme sorunu, deneyimli hekimlerin gözle yaptığı muayenelerle anlaşılabilse de sorunu sayısal olarak yorumlamak, kaydedip daha sonra yeniden değerlendirmek ve yapılan tedavinin etkinliğini nesnel biçimde ortaya koymak için yürüme analizi teknolojisi gerekir. Modern yürüme analizi laboratuarlarında hastanın yürüyüşü önce gözle bakarak ve video kayıtlarıyla değerlendirilir[5]. Daha sonra hastanın gövdesinde uygun noktalara bağlanan verici veya yansıtıcılar aracılığıyla hareket verileri bilgisayara aktarılır, ayrıca yere monte edilmiş bir kuvvet platformuna basarken ölçülen yer tepkimesi kuvveti değişimleri de bilgisayara yüklenir. Gelişmiş laboratuarlarda bu verilere ek olarak dinamik elektromiyografi ve enerji tüketimi ölçümleri de yapılır. Tüm bu bilgiler özel yazılımlar aracılığıyla sayısal verilere dönüştürülür. Son olarak veriler hastanın klinik durumu ile birlikte değerlendirilerek hekim tarafından yorumlanır ve rapor yazılır.

Deneyimli hekimler bile yürümeyi gözle değerlendirmekte güçlük çekerler. İnsan gözü saniyede 12-14 adet görüntü algılayabildiği için yürüme sırasında milisaniyeler içinde oluşan hareketler tam olarak değerlendirilemez. Ayrıca yürüme sadece eklem hareketlerinden ibaret olmayıp gözle anlaşılamayacak kuvvet, moment ve kas aktivitelerini de içerir. Doğru tanı ve başarılı bir tedavi için normal yürüme bilinmeli, anormal olandan ayırt edilmeli, yürümeyi bozan ana neden ve bu nedeni kompanse etmek için yapılan hareketler anlaşılmalıdır. Bunun için yürümenin tüm bileşenlerini eksiksiz kaydedecek, sayısal veriye dönüştürecek, kıyaslamaya ve tekrar incelemeye, tedavi girişimleri sonrası veya zaman içinde oluşan değişiklikleri değerlendirmeye olanak sağlayacak sistemler gereklidir.

280

3.3. Tasarım Aşamaları

Ankara Üniversitesi Fizik ve Rehabilitasyon Merkezinin sağladığı sağlıklı insanın yürüme analizi bilgileriyle tasarıma başlanılmıştır. Sağlıklı bir insanın yürüme verileri kullanılarak, Microsoft Office Excell programında konum analizi ve sistemin boyut optimizasyonu yapılmıştır. Aynı zamanda bu programda yürümenin bir simulasyonu ve grafikleri elde edilmiştir[6]. (Şekil 3-5)

Şekil 3 – Bilgisayar Yardımıyla Yürüme Analizi(Similasyon)

0

10

20

30

40

50

60

70

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

-20

-15

-10

-5

0

5

10

15

20

25

30

0 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50

Şekil 4 – Bilgisayar Yardımı ile Elde Edilen Şekil 5 - Bilgisayar Yardımı ile Elde Edilen Hip Flexion/Extension Grafiği Knee Flexion/Extension Grafiği

281

Bu şekilde elde edilen boyutlara göre katı

modelleme programı yardımıyla tüm parçaların

katı modellemesi yapılmıştır. (Şekil 6)

Şekil 6 – Tasarımın Katı Modellemesi

Kullanılan programının içinde bulunan analiz eklentileri ile yapılan mukavemet analizi sonucunda parçaların optimizasyonu yapılmıştır. (Şekil 7-8)

Şekil 7 Şekil 8

Daha sonra elde edilen veriler birleştirilerek tasarımda kullanılacak yapay kaslar seçilmiştir. Son olarak yürüme mekanizmasını çalışmasını kontrol edecek elektronik devre dizaynı ve bilgisayar programı tasarlanmıştır. Böylece tasarım son halini almıştır.

4. Sonuç

Yürüme bozuklukları olan hastaların iyileşip günlük yaşamda bağımsız duruma gelebilmesini sağlamak için fizyoterapi ve rehabilitasyon programının uygulanması gereklidir. Bu tedavinin doktorlar tarafından elle yapılması hem zordur hemde zaman kaybettirir. Uzun süren bu tedavinin sonucunda da istenilen iyileşme gözlemlenememektedir. Tedavinin yapay kas uygulamalı robot sürüşlü sistemle yapılması halinde, sistemin hareketinin sürekli ve kararlı olması nedeniyle istenilen sonuçların alınmasıyla birlikte tedavi süresi de kısalacaktır.

282

5. Teşekkür

Bu bildiride yapılmış olan yapay kas uygulamalı robot sürüşlü rehabilitasyon sistemi tasarımında yardımlarından dolayı Ankara Üniversitesi Fizik ve Rehabilitasyon Merkezinden Dç. Dr. Güneş YAVUZER’e teşekkür ederiz.

6. Kaynaklar

1. A. C. Franzoi, C. Castro, and C. Cardone, "Isokinetic assessment of spasticity in subjects with traumatic spinal cord injury (ASIA A)," Spinal Cord, vol. 37, pp. 416-20., 1999.

2. G.Colombo, M.Joerg, R.Schreier, V.Dietz, “Treadmill training of paraplegic patients with a robotic orthosis”, J Rehabil Res Dev, Vol.37, pp.693-700, 2001.

3. Madden JD, Vandesteeg N, Madden PG, Takshi A, Hunter IW: Artificial Muscle Technology: Physical Principles and Naval Prospects. Due for publication in IEEE Journal of Oceanic Engineering

4. Whittle M: Gait Analysis: an introduction. Butterworth Heinemann, Oxford, 1993 5. Kleissen RFM, Buurke JH, Harlaar J, et al: Electromyography in the biomechanical

analysis of human movement and its clinical application. Gait and Posture 1994; 8:143-158. 6. 0., Söylemez, E., “Mekanizmaların Bilgisayar Yardımıyla Tasarımı”, 1. Ulusal

Makina Tasarım ve İmalat Kongresi, Eylül 1984, ODTÜ, Ankara

283


HAYALET ORGAN PROJESİ

Erhan KILIÇOĞLU, Ergin COŞKUN, Erol ERKAN

Organ nakli, vücutta görevini yapamayan bir organın yerine canlı bir vericiden ve ya ölüden alınan sağlam bir doku ve ya organın nakledilmesidir. Bu işlem, günümüzde birçok kronik organ hastalıklarında uygulanan rutin, geçerli ve ileri bir tedavi yöntemi olarak kabul görmektedir. Her biri çok özel bir göreve sahip olan organların herhangi birinin görevini yerine getirememesi yaşamı tehlikeye atmaktadır. Organ yetmezliği insidansı tüm dünyada artmakta olup, organ nakli olmayı bekleyen hastalarda uygun organ beklerken yaşamlarını yitirmektedirler. Bazı hastalara diğerlerine göre daha kısa zamanda organ nakledilmekte, bazıları ise yıllarca beklemek zorunda kalmaktadır. Organ naklinin amacı, organ yetmezliği nedeniyle yaşamının sonuna gelmiş bir hastanın hayatını kurtarmak, yaşam süresini ve kalitesini arttırmaktır. Modern anlamda ilk organ nakli 1902 yılında hayvanlar üzerinde gerçekleştirilmiştir.1933 yılında ise Sovyetler Birliği’nde modern anlamda ilk böbrek nakli yapılmıştır. Günümüzde kalp, akciğer, karaciğer, böbrek, pankreas, ince barsak, kemik iliği, tendon, kemik, deri, kornea gibi yaşamsal önemi olan pek çok organın nakli gerçekleştirilebilmektedir. Organ nakillerinde kaynak (verici, donör) canlı veya ölü (kadavra) olabilir. Bugün, canlı vericilerden olduğu kadar, kadavra vericilerden de böbrek, karaciğer, pankreas, ince barsak gibi organların nakilleri yapılabilmekte ve nakil yapılan hastalar yaşantılarını normale yakın sürdürebilmekte, sportif yarışmalara katılıp, çocuk doğurabilmektedirler. Ancak, gerek ameliyat tekniği, gerekse ameliyat sonrası hasta bakımındaki gelişmelere karşın, dünyada ve yurdumuzda yeterli sayıda organ bağışının olmaması nedeniyle, organ nakli olmayı bekleyen pek çok hastaya organ naklinin yapılamadığı bilinmektedir. Bununla birlikte organ naklindeki diğer büyük bir sorun da doku uyuşmazlığıdır. Bu sorunun transplantasyon sonrası yaşam boyu kullanılan immunosupresif ilaçlarla kısmen önüne geçilebilmiştir. Yoğun ve kronik immünosupresif ilaçların kullanımı ise hastanın immün sistemini ağır bir şekilde baskıladığı için başka büyük sorunlar doğurmuştur. Hayalet organ projesi ile tüm bu sorunların önüne geçebilmek amaçlanmıştır. Bu projemizin temeli; transplante edilen organı besleyen arterin içine takılacak bir mikropor filtreye dayanmaktadır. Tasarladığımız bu mikropor filtre, immün sistemin şekilli elemanlarına yani lökositlere karşı geçirgen değildir. Fakat kanın diğer şekilli elemanlarına (eritrosit, trombosit) ve plazmaya (dolayısıyla immün sistemin sıvısal elemanlarına (antikor ve kompleman sistemi proteinlerine) geçirgendir. İmmün sistemin sıvısal elemanları olan antikorlar ve kompleman sistemi proteinleri tek başlarına rejeksiyonu saglayabileceleri için ve tasarladığımız filtre de bunlara geçirgen olduğu için, sadece bu elemanları inhibe edecek immünosupresif ilaçlar kullanılacaktır. İmmün sistemin şekilli elemanları (lökositler) filtreden geçemeyeceği için graftın varlığından haberdar olamayacaktır. Graft lökositler için adeta hayalet bir organ olacaktır. Projenin adındaki “hayalet” tabiri buradan kaynaklanmaktadır. Bununla birlikte organ kendisinden beklenen bütün faaliyetleri yerine getirecek, bu sayede hastanın yaşam kalitesi eskiye çok daha yakın olacaktır. Ve en önemlisi hayalet organ projesi

284

ile doku uyumuna gerek kalmadan (ksenograftlar bile kullanılabilecektir), transplante edilecek organın fonksiyonel olması yeterli olacaktır. Transplantasyon sonrası ömür boyu kullanılan immünosupresif ilaçların çeşitliliği sadece sıvısal elemanları inhibe edecek şekilde özelleşecektir. (Rituximab ve compstatin (veya diğer gelişmekte olan kompleman sistemi ve B lenfosit inhibitörleri) dan ibaret olacaktır). Bu şekilde transplantasyon sonrası kullanılan immünosupresif ilaçlar azalmış olacaktır. Böylece immünosupresif ilaçların yoğun kullanımına bağlı görülen komplikasyonlar ve sekonder hastalıklar daha az ortaya çıkacaktır.

Bu proje kapsamında mekanizma bakımından birbirinin aynısı, kullanılan aletler bakımından kısmen farklı olan iki ayrı yöntemin denenmesi düşünülmektedir. Farklı yöntemler benimsenmesinin nedeni filtrenin damara en sabit şekilde koyulmasını sağlamak içindir. Birincisi “Stentli Filtre Yöntemi” ve ikincisi “Direk Filtre” yöntemidir. Bu yöntemleri ayrıntılandırmadan önce temel mekanizma özetlenecektir. Her iki yöntemde de tasarladığımız mikropor deliklere sahip filtre kullanılacaktır. Bu filtre lökositler hariç kandaki tüm şekilli elemanlara ve plazmaya geçirgen olacaktır. Rituximab ve/veya compstatin kullanımı ile de immün sistemin sıvısal elemanlarının sebep olduğu rejeksiyon engellenecektir. Bu şekilde lökositlerin ulaşamadığı, sıvısal immün elemanların da devre dışı bırakıldığı ama doku için gerekli bütün besin, mineraller, oksijen vs dokuya ulaştığı bir tablo ortaya çıkacaktır. Dolayısıyla doku ve/veya organ normal fonksiyonlarına devam edecektir. Burada altı çizilmesi gereken nokta normal transplantasyon sonrası uygulanan immünosupresiflerin bütün vücudun hücresel ve hümoral immün sistemini baskılarken filtreli transplantasyon da hücresel olarak sadece transplante edilen organın (filtrenin geçirgen olmaması sayesinde) sıvısal olarak ise bütün vücudun immün sısteminin deprese edilmesidir ki bu da filtreli transplantasyonun normal transplantasyona göre en büyük avantajlarından biridir. Özellikle akut rejeksiyonda görev alan T lenfositlerin hiçbir ilaç kullanmadan filtre ile organdan uzak tutulması fakat diğer bütün vücut kompartmanlarında görevine devam edecek olması şüphesiz ki filtreli organ transplantasyonlarını sistemik olmaktan bir miktar çıkarır. Fakat sıvısal immün elemanlarının bütün vücutta inaktiflenmesi sistemik kılar. Ne var ki böyle bir durumda ksenograftların bile kullanılabilir olması bu projeyi hayata geçirmek için çok değerli kılar. Bu kurgudaki olası komplikasyonlar normal transplantasyondaki cerrahi komplikasyonlara ek olarak transplante edilen organa ulaşacak mikroorganizmalara karşı organın savunmasız bırakılmasıdır. Ama mikroorganizmaların böbreğe ulaşması için gerekli yollardan geçerken, filtreli transplantasyonda hücresel immünitenin sağlamlığının verdiği avantajla, bu riski klinik tranplantasyondakinden çok daha aşağı çekecektir. Mamafih filtrenin deliklerinin boyutlarının 3 µm civarında olacağı düşünülürse renal artere kadar ulaşmış fungusların (funguslar genel olarak 4 µm civarındadır)(7) geçişi engellenebilir. Ayrıca şu an uygulanan klinik transplantasyonda mikroorganizmaların enfeksiyonu problemi bütün vücut için geçerlidir. Filtreli transplantasyonda ise lokal olarak (sadece transplante edilen organın) baskılanması sistemik sonuçların ortaya çıkmasını engelleyecektir. Transplantasyon sonrası genel olarak kullanılan antimikrobiyaller daha çok transplante organı enfekte etmeye yatkın olan mikroorganizmalara karşı kullanılan spesifik antimikrobiyaller olacaktır. Stent tedavisinde rutinde kullanılan cox inhibitörleri olası trombosit agregasyonunu ve filtre deliklerinin kapanmasının profilaksisinde kullanılacaktır. NASIL BİR FİLTRE?

Filtreyi lökositlerin; eritrositlere ve trombositlere olan fiziksel büyüklüğünden ve eritrositlerin harika deformasyon yeteneğinden yola çıkarak tasarladık.

285

Şekil 1-A’da kan hücrelerinin şematik resimlerini görmektesiniz. Periferik yaymalarda hücreler yayıldıkları için in vivo boyutlarından biraz daha büyük görünürler.(5)

ERİTROSİTLER • Bikonkav şekilli • 7.5 µm çapında (4,5) • Deformasyon yeteneği yüksek (spektrin bazlı sitoskeletal yapı) hücrelerdir.

NÖTROFİL, EOZİNOFİL VE BAZOFİL LÖKOSİTLER • 12–15 µm çapında (4,5) • Küre biçiminde hücrelerdir. LENFOSİTLER • Çapları 6–8 µm küçük lenfositler (inaktif lenfositler) (5) • Orta boy lenfositler (5) • Çapları 18 µm ulaşabilen büyük lenfositler (efektör lenfositler) bulunur (5) • Şekilleri küre biçimindedir • Doğal katil hücrelerin boyutları da büyük lenfositlerinkine yakındır (5)

MONOSİTLER • 12-20 µm çapında (4,5) • Küre şekillidir

TROMBOSİTLER • 2–4 µm çapındadır (4,5)

286

FİLTRENİN ÖZELLİKLERİ

Delikleri yaklaşık 3 µm çapında olan bir filtre lökositlerin hiç birini geçirmeyecektir. Dolaşımdaki en küçük çapa sahip lökositler aktiflenmemiş yani küçük lenfositlerdir (6-8 mikrometre)(5). Normalde lenfositlerin aktiflenmesi, efektör hale gelmesi lenf nodlarında gerçekleşmektedir(6). Ama çalışmalarda gösterilmişki transplantasyon sonucu lenfositlerin aktiflenmesi lokal olarak transplante edilen organın parankiminde de gerçekleşebilmektedir(8). Yani filtreden küçük lenfositlerde geçmemelidir. Filtrenin deliklerinin 3 µm olmasının nedeni budur. Fiziksel boyutunun verdiği avantajla trombositler, deformasyon yeteneği sayesinde ise eritrositler filtreden geçmeyi başaracaktır. Bu esnada

Şekil 1-A:Kan hücreleri. A(eritrositler), B(büyük lenfosit), C-E-I (nötrofil lökosit), D(eozinofil lökosit), J(bazofil lökosit), H(küçük lenfosit), F(monosit), G(trombosit)

287

filtreye takılan ve geçemeyen bir kısım şekilli elemanlar membran bütünlüğünün bozulması ile parçalanacaktır. Bu durumda filtremiz bir nevi yapay dalak görevi üstlenecektir. Ayrıca filtre deliklerinin küresel olan şekilli elemanları daha zorlayacak bir yapıda tasarlanması uygundur (üçgen, dikdörtgen, kare şekilli delikler). ERİTROSİTLERİN DEFORMASYON YETENEĞİ Eritrositlerin spektrin bazlı sitoskelatal yapısı, bu hücrelere başka bir hücrede bu kadar harika olmayan bir deformasyon yeteneği kazandırmıştır(6). Vücuttaki küçük düzensiz lümenli kapillerden rahatlıkla geçebilmektedirler. Yaşlı eritrositlerin dolaşımdan temizlendiği dalaktaki kapillerin çapları ise çok daha küçüktür. Dalakta eritrositler 2 yoldan temizlenir (Kapalı ve açık dolaşım). Kapalı dolaşımda bazı kapillerler venöz sinüslerin dış yüzüne yakın yerde sonlanırlar ve kanın burada direk venöz sinüslere geçmesini sağlarlar (İnsan dalağında böyle 7–10 mikron genişliğinde arteryovenöz şantlar tespit edilmiştir)(12). Açık dolaşımda ise bazı arterioller 3–4 mikrometre çapındaki bir ya da iki tane sonlanan porlardan kanı pulpaya akıtırlar(13). Daha sonra kan açık dolaşım ile venöz sinüslere geçer. İnsanda %90 kapalı yol tercih edilir ve transit zamanı 2 dakikadır(14). %10 da açık dolaşımı tercih eder. Lümen çapı yaklaşık 2.3 mikrometreden küçük olduğu zaman eritrositlerin lümeni tıkama ihtimalinin artacağına dair eski çalışmalar vardır(16). Fakat son çalışmalarda gösterilmiş ki eritrositler 1 µm çapındaki porlardan bile geçebilmektedir; eğer porun derinliği çok sığ ve kısa ise (örneğin 0.4 µm) ve bunun için sadece ~1.5 mmHg basınç yeterli olmaktadır(17,18). Böyle aralıklardan geçmek sağlıklı eritrositler için oldukça yavaştır ve yaklaşık 10 saniye sürmektedir(15). Lökositlerin de deformasyon yeteneği eritrositler kadar olmasa da mevcuttur. Ve hiçbir lökositin geçmemesini istediğimiz için filtre delikleri oldukça dar tutulacaktır. Bu bilgiler ışığı altında filtremizin deliklerinin çaplarının yaklaşık 3 mikron olması tasarlanmaktadır. Ayrıca 1-2-4-5-6-7 mikrometrelik filtre deliklerine sahip filtrelerin de çalışmalarda denenmesi teorik bilgilerimizin pratiğe nasıl yansıdığını görmek açısından önemlidir.

Şekil 1-B:Eritrositlerin esnekliği görünmekte

288

İLK UYGULANACAK ORGAN: BÖBREK

Filtreli transplantasyona en elverişli organ böbrek olarak görünmektedir. Bildiğimiz gibi böbreğin en önemli görevi plazmanın filtrasyonudur. Dakikada 1.1–1.2 litre kan debisini almaktadır. Oysa böbreğin bazal metabolizması için gerekli olan enerji normal kanlanmasının sadece yüzde 2’si kadardır(21). Bu da plazmada çözünmüş oksijen miktarı ile neredeyse sağlanmaktadır yani filtreden çok küçük miktar eritrositin de geçememe ihtimali böbreği neredeyse hiç etkilemeyecektir. Böbrek transplantasyonlarında sıklıkla a.renalis; a.iliaca externaya ve çok daha az olarak da a.iliaca communis’e ve aorta abdominalise bağlanmaktadır. Biz burada iliak arterin özelliklerini yazmış bulunmaktayız. A.iliaca communis’in özelikleri (20)

• Kan debisi 44 +/- 9 ml/dk • Kan akım hızı 12 +/- 1 cm/sn • Duvar gerilimi 15 +/- 2 dyne/cm2 • İliak arter çap: >1cm • Renal arter çap: 5,9+/-1.3mm

1-) STENTLİ FİLTRE YÖNTEMİ Bu yöntemde stentli filtre organı besleyen arterin ucuna takılacaktır. Filtreli stent bir bütündür ve stentli olmasının nedeni filtrenin burada sabit kalmasını sağlamak amacıyladır.Tam olarak şekil 1-C de görüldüğü gibi bir yapıya sahiptir.

2-)DİREK FİLTRE YÖNTEMİ

Şekil 1-C:Mikroporlara (3 mikron) sahip stentli filtre

289

Bu yöntemde ‘’Mikropor filtre’’ organı besleyen arterin ucuna dikilecektir. Daha sonra bu arter anostomoz yapacağı artere dikilecektir. Kan akımının serbest bırakılması ile birlikte filtreden lökositler hariç kanın diğer şekilli elemanları ve plazma geçecektir.

Transplante ettiğimiz organı besleyen arterin ucundaki filtre mümkün olduğu kadar anastomoz yapacağı artere doksan derece veya doksan dereceye yakın bağlanarak her iki yöntemde de filtrenin önünde lökosit birikmesi engellenecektir (Şekil 2-C,2-D,2-E).

Şekil 1-D:Mikroporlara(3 µm) sahip filtre

290

STENTLİ FİLTRE YÖNTEMİNİN ŞEMATİK RESİMLERİ

Şekil 2-A:Normal Anatomik Şekil

291

Şekil 2-B:Kan Hücrelerinin Geçişi

292

Şekil 2-C: Stentli Filtrenin Renal Artere Takılmış Hali

293

Şekil 2-D: Stentli Filtre Takılı Arterin Farklı Açıdan Görünüşü

294

Şekil 2-E: Başka Bir Açıdan Görünüş

295

Şekil 2-F: Filtreden Kanın Şekilli Elemanlarının Geçişi

296

Şekil 2-G: Filtreden Eritrosit ve Trombositlerin Geçişi

297

Ekler İmmün Sistemin Yabancı Dokuyu Tanıması

İmmün sistemin başlıca görevi kendinden olanla olmayanı ayırt etmek ve kendinden olmayana karşı birtakım mekanizmalar aracılığı ile cevap oluşturmaktır. Bu tanıma görevi MHC (Major Histocompatility Compleks) olarak adlandırılan doku uyumluluk antijenleri ile gerçekleşir. Hücre yüzeyinde bulunan MHC molekülleri yabancı antijenleri immün sistemin hücrelerine sunmakta ve immün cevabın başlamasında anahtar rol oynamaktadır. İlk tanımlandıkları dönemde doku reddinden sorumlu antijenler olarak bilinen MHC molekülleri oldukça immünolojik olduğundan doku nakillerinde immünojik cevabı uyararak rejeksiyon mekanizmasını başlatır. MHC yerine HLA terimi de (ilk defa lökositler üzerinde tesbit edidiği için) kullanılmaktadır. Organ transplantasyonlarında görülen doku rejeksiyon mekanizmalarına geçmeden önce MHC moleküllerinin yapı ve fonksiyonları hakkında bilgi vermekte fayda vardır.

MHC yada HLA molekülleri 6. kromozomun kısa kolundaki bir takım genler

tarafından kodlanmaktadır. MHC molekülleri kimyasal yapılarına ve fonksiyonlarına göre 3 kategoriye ayrılmış olup bu gen bölgelerinde bu 3 molekülü kodlayan genler bulunmaktadır. MHC 1 molekülünü kodlayan Klas 1 gen bölgesinde HLA-A, HLA-B, HLA-C gen lokusları

Şekil 2-H:Lökositlerin Filtreden Geçemeyişi

298

bulunmakta olup aynı isimli HLA-A, HLA-B, HLA-C moleküllerini kodlamaktadır. Bu gen bölgesinde ayrıca HLA-D, HLA-E, HLA-F genleri de olduğu bilinmekte olup bu genlerin fonksiyonları araştırma aşamasındadır. MHC 2 molekülü Klas 2 gen bölgesindeki HLA-DP, HLA-DQ, HLA-DR genleri tarafından kodlamaktadır. MHC 3 moleküllerini kodlayan gen bölgesi (Klas 3), Klas 1 ve Klas 2 arasında bulunmakta olup HLA dışında bir takım kompleman komponentlerini, sitokinleri ve enzimleri kodlamaktadır. MHC genleri Mendel kurallarına göre anne ve babadan çocuklara geçiş göstermektedir. Her bireyde bir çift kromozomun yarısı anneden yarısı babadan gelmektedir. Böylece anne, baba ve çocuk arasında haplotip uygunluğu söz konusu olmakta haplotipler geçiş sırasında crossing over (çapraz geçiş) ile %1–3 oranında rekombinasyona uğramaktadır.

MHC Klas 1 molekülü nükleuslu tüm hücreler ve trombositlerde bulunmaktadır.

Heterodimer yapıdaki bu molekül polimorfik yapıdaki α (ağır) zincir ve polimorfik olmayan β2 mikroglobulinden oluşur. Ağır zincir α1, α2, α3 adlı 3 domain içerir; ayrıca α1 ve α2 arasındaki yarık, peptit yapıdaki (hücre içinde işlenmiş birtakım yapılar) antijenlerin bağlandığı alanı oluşturur.

MHC Klas 2 molekülleri APC (antigen presenting cell) olarak adlandırılan (B lenfosit,

Makrofaj, Dentritik hücre, Langerhans hücreleri ve Timus epitel hücreleri) hücrelerde bulunmaktadır. Bu molekül heterodimer yapıdaki birbirine non kovalent bağlarla bağlanmış α ve β zincirinden oluşur. Zincirlerin her birinin α1, α2, β1, β2 olmak üzere ikişer domaini vardır. Antijen bağlayan bölge α1 ve β1 arasındadır. MHC moleküllerinin yapı ve hücrelerdeki dağılımını anlattıktan sonra bu molekülerin artık immün yanıttaki rollerini tartışabiliriz. MHC moleküllerinin immün cevaptaki önemini vurgulamak amacıyla T hücreli immün yanıtın başlaması için olmazsa olmaz moleküller olduğu bilinmelidir. Hücre yüzeyinde yerleşim gösteren bu moleküller yabancı proteinlerin peptit fragmanlarını bağlamakta ve onları T hücrelerine sunmaktadır. Genel olarak CD4+ T hücreleri MHC 2 moleküllerine CD8+ T hücreleri MHC 1 moleküllerine bağlanmış olan antijenleri tanımaktadır. Endojen antijenler birtakım işlemlere maruz kaldıktan sonra MHC 1 ile CD8+ T hücrelerine sunulur. Bu hücre içindeki moleküllerin nasıl hücre dışına taşındıkları karmaşık bir süreçtir. Ekzojen antijenler ise MHC 2 moleküllerine bağlanarak CD4+ T hücresine sunulur.

Günümüzdeki imünolojik çalışmaların temel hedeflerinden biri doku naklinin başarılı

olması için nakil sonrasında görülmesi muhtemel rejeksiyonu önlemektir. Graft rejeksiyonunda temel patoloji alıcının nakledilen dokuyu yabancı olarak algılamasından kaynaklanır. Alıcı için yabancı olan graft antijenleri immün sistemi uyararak immün cevabı başlatır. Bu tip reaksiyonların önlenmesi ve transplantasyonun başarı ile gerçekleşmesi için alıcı ve verici arasındaki genetik benzerliğinin iyi bilinmesi gerekir. Bu amaçla transplantasyondan önce birtakım immünolojik değerlendirmeler yapılmalıdır.

1. ABO kan grubu uygunluğu aranmalıdır. (Bu karbonhidrat yapısındaki antijenler eritrositler haricinde: trombositler, vasküler epitel hücreleri, intestinal, servikal ve meme bez epitel hücrelerinde, plazma, tükrük, süt, idrar ve feçes’te çözünmüş halde bulunurlar) 2. Alıcı ve verici arasında HLA uyumuna bakılmalıdır. Genel olarak alıcı ve verici arasındaki uyumsuz antijen sayısı artıkça graftın yaşam süresi azalmakta ve hasta daha yoğun immünosüpresif tedavi ve komplikasyonlara maruz kalmaktadır. 3. Alıcının önceden verici antijenlerine karşı duyarlı olup olmadığı araştırılmalıdır.

299

Organ transplantasyonlarında alıcılarda Anti-HLA antikorları yabancı HLA antijenleri ile karşılaşma sonrası oluşmaktadır. Bu karşılaşma kan transfüzyonları gebelik ve önceden geçirilmiş transplant rejeksiyonu sonucu oluşmaktadır. Transplantasyon öncesi alıcının serumunda Anti-HLA antikorları Komplemana bağlı Lenfotoksisite Testi (Lenfosit Cross Match ) ile tayin edilir. Pozitif cross match graftın reddine (hiperakut rejeksiyona) neden olur. Böbrek nakillerinde bu antikorların hedefi vasküler endotelyumdaki HLA antijenleridir. Endotelyumda oluşan antikor-antijen kompleksi komplemanı aktive ederek hücre hasarına yol açar. HLA uyumsuzluğu sonucu gelişen immünolojik reaksiyonlar graftın reddine neden olur. Bu immün reaksiyonlar hem hücresel hem de hümoral olabilmektedir. Reaksiyonlar; - Hiperakut rejeksiyon - Akut rejeksiyon - Kronik rejeksiyon olmak üzere 3 başlık altında toplanır. Rejeksiyon tipleri Hiperakut Rejeksiyon

Hiperakut rejeksiyon, graftın vaskülarizasyonundan hemen sonra saniyeler, dakikalar içerisinde gerçekleşir. Transplante edilen organ daha operasyon sırasındayken siyanotik ve yumuşak bir hal alır. Bu tip rejeksiyonlarda alıcının serumunda graft antijenlerine karşı önceden antikor bulunması gerekmektedir. Bu antikorlar birden fazla gebelik, geçirilmiş transplantasyon sonucu oluşan HLA antikorları ya da kan transfüzyonu ile ABO sistemine karşı gelişen antikorlardır. Hiperakut rejeksiyonda antikorların primer hedefi endotel hücreleridir. Önceden var olan antikorlar (anti-endotelyal ve anti-parankimal) çok kısa zamanda graft endoteline bağlanıp endotel-antiendotel kompleksini oluşturarak kompleman aktivasyonu yapar. Koagülasyonun sekonder olarak aktive olmasıyla graftta trombotik iskemik ve fibrinoid damar duvarı nekrozu gelişir. İnfiltrasyona granülositler ve makrofajlarda eşlik eder. Klinik transplantasyonda hiperakut rejeksiyon, lenfosit cross matching testi yapıldığı için bu sayede sensitize olan bireylerin tespit edilmesiyle görülmez. Ayrıca bir de akselere tip rejeksiyon vardır ki etyopatogenezinde spesifik hafıza immün hücreleri sorumlu tutulmaktadır. Hafıza T ve B hücreleri antijenle karşılaşma sonucunda çok daha hızlı yanıt vermektedir. Sonuçta hiperakut rejeksiyondan daha geç sürede akut rejeksiyondan ise daha kısa sürede (transplantasyon yapıldıktan 3-5 gün sonra) rejeksiyon görülür (3). Akut Rejeksiyon

T hücre aktivasyonu sonucu gelişen tedavi edilebilir rejeksiyon tipidir. Erken tanı ve tedavi geri dönüşümde önemlidir. Akut inflamasyon bulguları ile ortaya çıkar ve subklinik şekilleri asemptomatiktir. Transplantasyondan sonraki birkaç haftada görülmektedir. T lenfosit merkezi rol oynamakta olup farklı zamanlarda farklı T lenfositler reaksiyona katılır. Graftın HLA antijeni direk olarak (donörün dendritik hücreleri ile) T lenfositleri uyardığı gibi alıcının dendritik hücreleri de graftın antijenlerini T hücrelerini indirek yolla uyarmaktadır. Direk uyarı indirek uyarıdan daha kuvvetli ve hızlı olur. Uyarılmış T lenfositlerden salınan IL-2 sitotoksik T lenfositlerin proliferasyonunu artırır ve graft hücre hasarına neden olur. Ayrca salınan IFN γ graft parankim hücrelerinde MHC 1 ekspresyonunu artırır. Yine T lenfositlerden salınan

300

IL-4, IL-5 B lenfositlerin aktivasyonuna ve proliferasyonuna neden olarak B lenfositlerden antikor salınımını artırır. Salgılanan bu antikorlar graftın antijenleri ile reaksiyona girerek komplemen sistemininin aktivasyonuna ve bu sistem üzerinden hücre lizisine sebep olur. T sitotoksik hücreler de direk lizis ile graftın ölümüne neden olur. Ayrıca makrofajlar ve nötrofiller de infiltrasyona katılabilir. Kronik Rejeksiyon

Kronik rejeksiyonun etyopatogenezi tam olarak aydınlatılmamış olmakla birlikte, solubl mediatörler (sitokinler dahil) ve anti-HLA antikorlar suçlanmaktadır(9). Transplantasyondan aylar yada yıllar sonra ortaya çıkabilmekte olup kronik rejeksiyonun tek tedavisi retransplantasyondur. Bu tip reaksiyonda antikor birikimi ya da antijen-antikor kompleksleri graft hasarında rol oynamaktadır. Histolojik belirtiler olarak intimal proliferasyon ve damar daralması karakteristiktir. Kullanabileceğimiz İlaçlar Rituximab ve Compstatin

Rituximab kimerik bir monoklonal antikor olup normal ve malign B lenfositler üzerinde ekprese edilen CD20’ler aracılığıyla spesifik olarak B lenfositlerin lizisine neden olur (10). Klinik transplantasyonda ve CD20 pozitif Non-Hodgkin lenfomada kullanılmaktadır. Diğer ilaçlarla etkileşimi yoktur ve beklenmeyen yan etkisi ateş ve infüzyondan sonra soğuma hissidir. Doz olarak 375 mg/m2 iv. şeklinde kullanılır.

Kompleman aktivasyonunun 3 farklı yolu ortak yolun başlangıcı olan C3 de birleşir.

Compstatin C3 üzerinde etki gösteren peptid yapıda bir kompleman inhibitörüdür. Compstatin 13 rezidülü sahip siklik bir yapıya sahiptir ve C3 üzerinde tam bir aktiviteye sahiptir (19). C3 ün C3 konvertaz tarafından C3a ve C3b ye yıkılmasını önler. Yapılan çalışmalardan alınan sonuçlara göre: 1) İnsan serumunda kompleman inhibisyonu sağlanmış, 2) Primatlarda heparin/protamin indüklenmiş kompleman aktivasyonunu belirgin yan etki yapmadan inhibe etmiş, 3) İnsan kanıyla perfüze edilmiş olan domuzdan insana ksenograftın sağkalımın süresini uzatmış, 4) Kardiyopulmoner bypass, plazmaferez ve dializ devrelerinde kompleman aktivasyonunu inhibe etmiştir. Bir başka kompleman sistemi inhibitörüde Tp 10 adlı bir ilaçtır bu da kompleman sisteminin 3 yoldan da aktiflenmesini engeller (22). Neden B Lenfositleri Ve Kompleman Sistemini İnhibe Etmeliyiz?

Her ne kadar filtremiz sayesinde, lökositleri transplante edilen organdan, uzak tutsak da, zamanla graftın antijenleri veni aracılığıyla dolaşıma geçebilecektir. Bu antijenler aracılığıyla lenfositler aktiflenecektir. İmmün sistemin orkestra şefi olan T yardımcı hücreler

301

monositleri ve nötrofilleri de salgıladıkları sitokinler aracılığıyla uyaracaktır. Neticede filtremiz sayesinde aktiflenen hücreler grafta zarar veremeyecektir. Ama aktiflenen B hücrelerden salınan antikorlar filtreden geçecektir ve yine filtreden geçecek olan kompleman sistemi proteinlerini aktifleyerek rejeksiyona neden olacaktır. Bu nedenle rituximab ve compstatin veya benzeri olan diğer ilaçlar kombine veya ayrı ayrı kullanılmalıdır. Alıcının Ve Graftın Adaptasyonu

Klinik transplantasyonda genel olarak ilk yıl özellikle ilk aylarda immunosupresif ilaçlar yüksek dozda kullanılırlar. Her türlü immünsupresyona rağmen, eğer graftta ve alıcıdaki adaptif değişikler gerçekleşmezse graftın uzun süreli yaşaması güçtür (10). Alıcıdaki antijen spesifik adaptif değişiklik, graftın antijenlerinin immün sistemi kronik uyarımına ve immünosupresif tedaviye bağlıdır. Graftaki adaptif değişiklik ise yüzeylerinde ekprese ettikleri MHC’lerin normal düzeye inmesi ve graftın antijen sunan hücrelerinin, alıcının antijen sunan hücreleriyle yer değiştirmesine bağlıdır. Bu sayede ilaçların dozları da genellikle ilk yıldan sonra azalmaktadır. KAYNAKLAR 1. Lu KC et tissue and solid organ allogreft rejection In Austen KF, Frank MM, Atkinson JP Cantor H (eds) Samter’s Immunologic diseases sixth edition Lippincott Williams and Wilkins 2001 pp1121-1132 2. Marsh et al.Nomenclature for factors of the HLA system Tissue Antigens 2002: 60:407-64 3. Patel R Terasaki PI signifiance of the positive crossmatch test in kidney transplantation New Eng J MED 1969:280:14: 735-39 4. Medical Textbook Of Physiology Guyton&Hall 2001: sayfa 369 5. Basic Histology tenth edition Junqueıra L.C, Carneıro J sayfa 236,246 6. Molecular Biology Of The Cell Alberts, Johnson, Lewis, Raff,Roberts,Walter Fourth Edition 2002 :1363, 1423 7. Tıbbi Mikrobiyoloji ve İmmünoloji LANGE Lewinson W sekizinci baskı 2006:sayfa 375 8. Elices Mj, Osborn L,Takada Y et al.VCAM-1 on activated endtotelium interacts with the leukocyte integrin VLA-4 at a side distinct the VLA-4/fibronectin binding site.Cell 1990;60:557-584 9. Paul LC, Fellstrom B.Chronic vascular rejection of the heart and the kidney have rational treatment options emerged.Transplantation Overview.Transplantation 1992;531169-1179. 10. Landes Bioscience Organ Transplantation second edition vademecum Frank P.Stuart, Michael M.Abecassis, Dixon B.Kaufman Texas USA 2003 sayfa 30,32,608. 11 Robert A. Freitas Jr., Nanomedicine, Volume IIA: Biocompatibility, Landes Bioscience, Georgetown, TX, 2003 12. M.I. Barnhart, C.A. Baechler, J.M. Lusher, “Arteriovenous shunts in the human spleen,” Am. J. Hematol. 1(1976):105-114. 13. S. Irino, T. Murakami, T. Fujita, “Open circulation in the human spleen: Dissection scanning electron microscopy of conductive-stained tissue and observation of resin vascular casts,” Arch. Histol. Jpn. 40(September 1977):297-304. 14. D.A. McCarthy, J.R. Archer, P.A. Biro, “Lecture 10: Immunophysiology 2: The structure and function of secondary lymphoid organs,” Basic Immunology, Queen Mary University of London, 2 October 2000; 15. G.R. Cokelet, “Dynamics of erythrocyte motion in filtration tests and in vivo flow,” Scand. J. Clin. Lab. Invest. Suppl. 156(1981):77-82 16. M.I. Gregersen, C.A. Bryant, W.E. Hammerle, S. Usami, S. Chien, "Flow characteristics of human erythrocytes through polycarbonate sieves," Science 157(1967):825-827.

302

17. E. Ogura, P.J. Abatti, T. Moriizumi, “Measurement of human red blood cell deformability using a single micropore on a thin Si3N4 film,” IEEE Trans. Biomed. Eng. 38(August 1991):721-726. 18. E. Ogura, P.J. Abatti, T. Moriizumi, “Passage time measurement of individual red blood cells through arrays micropores on Si3N4 membrane,” J. Biomed. Eng. 13(November 1991):503-506. 19. Compstatin inhibits complement and cellular activation in whole blood in two models of extra corporeal circulations. Nilsson B. , Larsson R. , Hong J. , Elgue G. , Ekdahl K.N. , Sahu A. , Lambris J.D. Blood Vol. 92 No: 5 September 1998 20. Journal of Vascular Surgery 1987 March Zarinks MA. , Giddens DP. , Glagov J. 21. NMS Physiology Wang MB. , Bullock J., Boyle J. sayfa 330 22. Effect of complement inhibition with soluble complement receptor-1 on vascular injury and inflamation during renal allograft rejection in the rat. Pratt JR. , Hibbs MJ. , Smith RA. , Sacks SH. 1996 December

303

304

Documents

KONGRE VE SERGİSİ - mmo.org.tr±.pdf · kullanılan doğal ya da sentetik malzemeler olup, sürekli olarak veya belli aralıklarla vücut akışkanlarıyla (örneğin kan) temas