Herstellung und Prüfung eines optisch gesteuerten Mikrowellensensors zur Harnstoffpegeldetektion im Urin

Summary

Dieses Protokoll beschreibt einen kostengünstigen, optisch gesteuerten Mikrowellensensor zur Erkennung von Harnstoff. Mit einem lichtabhängigen Widerstand und einem fraktalen Design übersetzt er die optischen Eigenschaften des Urins in eine lineare HF-Impedanzant. Obwohl das FR4-basierte Design vielversprechend für den Point-of-Care-Einsatz zeigt, erfordern zukünftige Arbeiten verlustarme Materialien und klinische Validierung eines tragbaren Systems.

Abstract

Die Überwachung des Harnstoffspiegels im Urin ist entscheidend, um die Nierenfunktion und den Flüssigkeitszufluss zu beurteilen. Aktuelle Methoden basieren oft auf aufdringlichen, kostspieligen oder zeitaufwändigen biochemischen Assays, die für Point-of-Care oder kontinuierliche Überwachung nicht ideal sind. Dieses Protokoll beschreibt die Herstellung und Erprobung eines neuartigen, kostengünstigen und hochempfindlichen Mikrowellensensors, der zur Detektion des Harnstoffniveaus entwickelt wurde. Der Sensor integriert einen kreisförmigen Spiralinduktor (CSI), einen Interdigitalkondensator (IDC) und einen lichtabhängigen Widerstand (LDR) auf einem FR4-Substrat, der mit einer Resonanzfrequenz von 1,22 GHz arbeitet. Die wichtigste Innovation ist die optische Steuerung über den LDR, der, wenn sie einer festen Lichtquelle über eine Urinprobe ausgesetzt ist, den Einfügungsverlust (S₂₁) des Sensors linear und quantifizierbar in Bezug auf die Harnstoffkonzentration moduliert. Das Design beinhaltet eine Rückschlaufe und Hilbert-Fraktal-Stubs, um Beugungseffekte zu minimieren und die Impedanzanpassung zu verbessern, wodurch die Messgenauigkeit verbessert wird. Wir beschreiben die numerische Simulation des Sensors mit CST Microwave Studio, die Herstellung durch chemische Ätzung und die experimentelle Validierung anhand menschlicher Urinproben. Die Ergebnisse zeigen eine konsistente und wiederholbare Verschiebung des S₂₁-Parameters mit unterschiedlichen Harnstoffniveaus, bestätigt durch ein neuronales Netzmodell zur Datenklassifikation. Dieser Sensor stellt ein vielversprechendes Werkzeug für nicht-invasive, Echtzeit-biomedizinische Diagnostik dar.

Introduction

Die Mikrowellensensortechnologie hat sich aufgrund ihrer minimalen Kontaktanforderungen, der zerstörungsfreien Durchdringung und der sicheren Natur nicht-ionisierender elektromagnetischer^{Wellen als} leistungsstarkes Werkzeug für die nicht-invasive Charakterisierung biologischer Materialien etabliert. Die dielektrischen Eigenschaften von Körperflüssigkeiten wie Urin werden durch ihre chemische Zusammensetzung beeinflusst, einschließlich der Harnstoffkonzentration, wodurch sie durch Veränderungen in der Mikrowellenausbreitung^{nachweisbar sind}. Obwohl herkömmliche Mikrowellensensoren existieren, stehen sie oft vor Herausforderungen bei der Empfindlichkeit, Miniaturisierung und Optimierung des Qualitätsfaktors (Q-Faktor) zur Erkennung winziger Veränderungen in komplexen Flüssigkeiten wie Urin³.

Jüngste Fortschritte haben verschiedene Resonatorgeometrien eingesetzt, wie komplementäre Split-Ring-Resonatoren (CSRRs) und fraktale Strukturen, um die Sensorleistung zu verbessern⁴. Hohe Empfindlichkeit mit einem einfachen, kostengünstigen Design zu erreichen, bleibt jedoch eine bedeutende^Hürde. Der hier beschriebene Sensor behebt diese Einschränkungen, indem er CSI und IDC mit einem einzigartigen optischen Steuerungsmechanismus⁶ kombiniert. Die Einbeziehung eines LDR ermöglicht es, die HF-Leistung des Sensors durch die optische Transparenz der Urinprobe zu modulieren, die mit der Harnstoffkonzentration⁷ korreliert. Dies schafft einen neuartigen Transduziermechanismus, der eine biochemische Eigenschaft in ein messbares Mikrowellensignal⁸ umwandelt.

Dieser Artikel bietet ein detailliertes, schrittweises Protokoll zum Bau und Betrieb dieses optisch gesteuerten Mikrowellensensors⁹. Wir behandeln die Designbegründung, den Simulationsaufbau, den Fertigungsprozess, das Kalibrierungsverfahren und die Datenanalysemethode, einschließlich der Verwendung eines maschinellen Lernalgorithmus zur Ergebnisinterpretation¹⁰. Die repräsentativen Ergebnisse zeigen die Wirksamkeit des Sensors bei der Erkennung von Harnstoffspiegeln in menschlichen Urinproben und unterstreichen sein Potenzial für Point-of-Care-Diagnostikanwendungen¹¹.

Während dieser Studie wird die Harnstoffkonzentration in Einheiten von mg/mol/cm³ angegeben, um die normalisierte Konzentrationsmetrik widerzuspiegeln, die aus dem Transduktionsmechanismus des Sensors abgeleitet ist und die optische Abschwächung pro Pfadlänge (cm) mit der molaren Harnstoffkonzentration (mol) in Mass (Milligramm)¹² in Beziehung setzt. Um den Vergleich mit der Standardklinischen Literatur zu erleichtern, kann diese Einheit wie folgt in konventionelle Einheiten umgerechnet werden: Eine Harnstoffkonzentration von 1 mg/mol/^{cm 3} entspricht etwa 1 mg/dL bei Berücksichtigung der Standard-Messpfadlänge, also entsprechend 0,166 mmol/L bei dem Molekülgewicht des Harnstoffs (60,06 g/mol)¹³. Der in dieser Studie untersuchte Konzentrationsbereich (150–450 mg/mol/cm³) entspricht klinisch relevanten Harnstoffwerten von 150–450 mg/dL, was normale physiologische Werte (ca. 200–400 mg/dL) und milde Erhöhungen^{von 14} umfasst. Diese Ausrichtung stellt sicher, dass die Ergebnisse im Kontext der standardisierten biomedizinischen Praxis^{interpretierbar} sind.

Das vorgeschlagene Sensordesign ist durch den Bedarf an einer kostengünstigen, nicht-invasiven und Echtzeit-Harnstofferkennungsmethode motiviert, die die Einschränkungen bestehender Mikrowellen-Sensoransätze adressiert, die typischerweise ausschließlich auf Dielektrizitäts-Permittivitätsvariationen basieren und oft komplexe^{Kalibrierung 16} erfordern. Die Neuheit dieser Arbeit liegt in der Integration von drei unterschiedlichen Designelementen, die zusammen einen direkten und linearen optischen Mikrowellen-Transduktionsmechanismus ermöglichen. Erstens bildet die Kombination aus einer kreisförmigen Spiralinduktivität (CSI) und einem Interdigitalkondensator (IDC) eine hoch-Q-Resonanzstruktur, die das elektromagnetische Feld im Sensorbereich konzentriert und so die Empfindlichkeit gegenüber winzigen Veränderungen im umgebenden Medium¹⁸ erhöht. Zweitens minimiert die Einbindung von Hilbert-Fraktal-Stubs am CSI-IDC-Übergang Beugungseffekte und optimiert die Impedanzanpassung, wodurch die Messstabilität und Wiederholbarkeit verbessert^{werden 19}. Drittens, und am bedeutendsten, stellt die Einführung eines LDR als optisch gesteuertes Wandlungselement eine Abkehr von herkömmlichen Mikrowellensensoren dar; anstatt sich ausschließlich auf die dielektrischen Eigenschaften der Probe zu verlassen, ermöglicht die LDR, dass die HF-Antwort des Sensors durch die optische Transparenz der Urinprobe moduliert wird, die mit der Harnstoffkonzentration²⁰ korreliert. Dies schafft einen hybriden optisch-mikrowellen-Transduktionsweg, der eine biochemische Eigenschaft direkt in eine quantifizierbare Verschiebung von S₂₁ bei einer festen Resonanzfrequenz²¹ übersetzt. Nach unserem besten Wissen stellt diese Arbeit die erste Demonstration eines optisch gesteuerten Mikrowellensensors zur Harnstoffdetektion dar, der eine LDR mit einem CSI-IDC-fraktalverstärkten Resonator kombiniert, um eine direkte lineare Auswertung zu erzielen und den vorgeschlagenen Sensor als vielversprechende Plattform für nicht-invasive, Echtzeit-Point-of-Care-Diagnostik^zu positionieren.

Der Transduktionsmechanismus des Sensors beruht auf einem hybriden optischen Mikrowellenpfad, bei dem der LDR die optische Urintransparenz – umgekehrt korreliert mit der Harnstoffkonzentration – in eine quantifizierbare Verschiebung in | übersetztS₂₁| indem die Impedanzbelastung des kreisförmigen Spiralinduktor-Interdigitalkondensators (CSI-IDC) Resonators²³ moduliert wird. Diese lineare Beziehung vereinfacht die Kalibrierung und ermöglicht Echtzeit-Auslesen, wodurch das vorgeschlagene Design von herkömmlichen Mikrowellensensoren unterschieden wird, die ausschließlich auf Dielektrizitäts-Permittivitätsvariationen angewiesen sind. Klinisch ist Harnstoff ein wichtiger Biomarker für die Nierenfunktion und den Hydrationsstatus, mit normalen Werten zwischen 200–400 mg/dL; Abweichungen können auf Dehydrierung, Nierenschädigung oder Stoffwechselstörungen hinweisen. Der Sensor adressiert die Einschränkungen von Goldstandard-enzymatischen Assays – die Laborinfrastruktur und geschultes Personal erfordern – indem er schnelle (<30 Sekunden), kostengünstige, nicht-invasive Messungen mit Mikroliterproben anbietet und so sein Potenzial für Point-of-Care-Anwendungen^unterstützt.

Protocol

Die ethische Genehmigung wurde vom IATRC-Überprüfungsgremium eingeholt. Alle Verfahren mit menschlichen Urinproben entsprachen den Grundsätzen der Erklärung von Helsinki. Von allen Teilnehmern wurde eine schriftliche informierte Zustimmung eingeholt, und alle Proben wurden anonymisiert, um die Vertraulichkeit zu schützen.

Sensordesign und numerische Simulation

Der erste Schritt bei der Konstruktion eines Sensors ist die Durchführung einer elektromagnetischen Simulation. Das CST Microwave Studio wird verwendet, um das Layout zu gestalten, das einen Resonator aus einer kreisförmigen Spiralinduktivität (CSI) in Reihe mit einem Interdigitalkondensator (IDC) umfasst. Es gibt einen Verbindungspunkt für eine Fernbeziehung zwischen diesen Teilen, der es ihnen ermöglicht, optisch^{zusammenzuarbeiten}. Zur Leistungssteigerung werden zwei Hilbert-Fraktal-Bruch-Stubs an die CSI-IDC-Verbindung angebracht, um elektromagnetische Feldfringe und Verzerrungen zu reduzieren. Eine Backloop-Struktur wird der Massefläche hinzugefügt, um die Band-Refusfilter-Antwort stabiler zu machen und die Messgenauigkeit²⁶ zu verbessern. Das Design funktioniert am besten auf einem standardisierten, kostengünstigen FR4-Substrat (ε_r≈ 4,3, Dicke 1,6 mm) und hat eine Hauptbetriebsresonanz bei 1,22 GHz. Wir nutzten Software, um ein äquivalentes Lumped-Element-Schaltungsmodell zu erstellen und zu analysieren, um die simulierten S-Parameter zu überprüfen. Dies stellte sicher, dass die Ergebnisse der Vollwellen-elektromagnetischen und Schaltungssimulationen identisch^waren. Die Wahl von LDR als optisches Transduzierelement wurde durch seine deutlichen Vorteile in dieser speziellen Mikrowellenmessarchitektur vorangetrieben. Im Gegensatz zu Photodioden oder Phototransistoren, die komplexe Vorspannungsschaltungen benötigen und eine nichtlineare Strom-Licht-Beziehung bieten, bietet der LDR eine passive, lineare und weitreichende resistive Modulation als Reaktion auf einfallende Lichtintensität. Diese lineare Verschiebung des Widerstands moduliert direkt S₂₁ des benachbarten Mikrowellenresonators, ohne aktives Schaltungsrauschen einzuführen oder zusätzliche Signalaufbereitung erforderlich zu machen. Darüber hinaus entsprechen die kostengünstigen Kosten, der kompakte Fußabdruck und die nahtlose Integration des FR4-Substrats – ohne externe Vorrichtungslinien – mit dem übergeordneten Designziel eines einfachen, kostengünstigen und nicht-invasiven Point-of-Care-Sensors.

Um den vorgeschlagenen Sensor im weiteren Kontext der Harnstofferkennungstechnologien einzuordnen, ist ein kurzer Vergleich mit etablierten Methoden angebracht. Biochemische Tests wie die enzymatische Urease-Methode stellen den klinischen Goldstandard dar und bieten hohe Genauigkeit und Empfindlichkeit (Nachweisgrenzen bis zu 1–5 mg/dL), erfordern jedoch spezialisierte Laborausrüstung, geschultes Personal und typische Bearbeitungszeiten von 30–60 Minuten, was ihren Nutzen in Point-of-Care-Umgebungen einschränkt. Enzymatische Teststreifen bieten eine schnelle (2–5 Min.), kostengünstige, halbquantitative Alternative, die sich für den Hausgebrauch eignet; Sie verlassen sich jedoch auf kolorimetrische Interpretation, die subjektiv sein kann, und bieten eine begrenzte Empfindlichkeit für präzise Konzentrationsmessungen. Elektrochemische Sensoren, einschließlich amperometrischer und potentiometrischer Harnstoffbiosensoren, erreichen eine hohe Empfindlichkeit und ermöglichen eine Echtzeiterkennung, benötigen jedoch oft komplexe Elektrodenfertigung und Enzymimmobilisierung und leiden unter Stabilitätsproblemen aufgrund des Enzymabbaus im Laufe der Zeit. Im Gegensatz dazu bietet der vorgeschlagene optisch gesteuerte Mikrowellensensor eine einzigartige Kombination von Eigenschaften: Nicht-invasive optische Kopplung eliminiert direkten Probenkontakt mit Sensorelementen und verringert so das Kontaminationsrisiko; Die Messzeit beträgt unter 30 Sekunden; die Herstellung auf kostengünstigem FR4-Substrat minimiert die Kosten; und die lineare Beziehung zwischen Harnstoffkonzentration und Insertionsverlust (S₂₁) vereinfacht die Kalibrierung. Während die aktuelle Empfindlichkeit (1,42 × 10^–4 pro mg/mol/cm³) für die kategorische Klassifizierung klinisch relevanter Harnstoffbereiche (150–450 mg/dL) geeignet ist, kann eine weitere Optimierung die Nachweisgrenzen erhöhen, die mit elektrochemischen Gegenstücken vergleichbar sind. Insgesamt nimmt der Sensor eine ergänzende Nische ein, da er Einfachheit, Geschwindigkeit und Portabilität für Point-of-Care-Anwendungen priorisiert, bei denen laborreife Präzision nicht unerlässlich ist.

Sensorfertigung

Die Standardphotolithographie verlagert das fertige Design auf eine einseitige, kupferbeschichtete FR4-Platte. Eine hochauflösende Photomaske wird verwendet, um das Sensormuster auf einem mit Photoresist laminierten Substrat zu erzeugen. Das Muster wird dann entwickelt und in einer Lösung aus Eisenchlorid (FeCl₃) geätzt. Nach dem Ätzen und Reinigen werden SubMiniature Version A (SMA)-Stecker sorgfältig an die Ein- und Ausgangs-Mikrostreifenports gelötet, sodass Messgeräte²⁸ angeschlossen werden können. Dieser Prozess erschafft einen funktionierenden, niedrigprofiligen Sensor, der testbereit ist.

Experimenteller Aufbau und Kalibrierung

Mit hochwertigen Koaxialkabeln wird der zusammengesetzte Sensor an einen Vektornetzwerkanalysator (VNA) angeschlossen, ähnlich einer Agilent-PNA-Serie. Mit einem mechanischen Kalibrierungskit wird an den Kabelenden eine vollständige Zwei-Port-Kalibrierung (Open, Short, Load, Through) durchgeführt, um systematische Messfehler zu beseitigen. Um die S-Parameter des Sensors zu messen, ist die VNA so eingestellt, dass sie von 0,1 GHz bis 4 GHz mit einer Ausgangsleistung von -10 dBm²⁹ speept.

Vorbereitung und Messverfahren der Urinprobe

Teilnehmer, die sich bereit erklären, ihre Urinproben abzugeben, werden gebeten, dies zu tun. Zur Messung wird eine feste Testplattform eingerichtet: Ein LDR wird direkt unter einem sauberen Glasträger platziert, der über dem aktiven Bereich des Sensors zentriert ist. Zunächst wird eine_{Baseline-S-21-Messung} durchgeführt, wobei das LDR von einer Lichtquelle mit konstanter Intensität und ohne vorhandene Probe beleuchtet wird. Anschließend wird ein 0,01 ml starker Urintropfen auf die Mitte des Glasträgers pipettiert. Das_{S-21-Spektrum} wird erneut mit derselben Lichtmenge aufgezeichnet. Die optischen Eigenschaften der Probe, die vom Harnstoff abhängen, verändern den Widerstand des LDR, was eine messbare Änderung der | des Sensors verursachtS₂₁| bei 1,22 GHz³⁰. Um Kreuzkontamination zu vermeiden, wird der Glasträger zwischen den Probenmessungen mit destilliertem Wasser und Ethanol gereinigt. Frische Urinproben wurden von zehn gesunden Freiwilligen entnommen (fünf männlich, fünf weiblich; Alter 25–45 Jahre). Die Ausgangswerte der Harnstoffkonzentrationen, gemessen mit einem klinischen Chemie-Analysator, lagen zwischen 150 und 450 mg/dL. Um einen kontrollierten Testbereich festzulegen, wurden die Proben in drei Konzentrationsgruppen eingeteilt: niedrig (150–250 mg/dL), intermediär (251–350 mg/dL) und hoch (351–450 mg/dL), mit zehn Proben pro Kategorie. Alle Proben wurden innerhalb von 2 Stunden nach der Entnahme analysiert, bei Nichtgebrauch bei 4 °C gelagert und vor der Messung auf Raumtemperatur ausgeglichen. Für jeden Test wurde ein 0,01 mL Aliquot auf einen sauberen Glasträger angewendet, wobei die Objektträger zwischen den Messungen mit 70 % Ethanol und destilliertem Wasser gereinigt wurden, um Kreuzkontamination^zu verhindern.

Datenerfassung und -analyse

Die wichtigste Information aus jeder Messung ist die Größe von S₂₁ (in dB) bei der Resonanz von 1,22 GHz. Dieser Datensatz wird verwendet, um einen K-Nearest Neighbors (KNN)-Algorithmus zu lehren, der in einem Programm wie MATLAB läuft. Das Modell verwendet die Magnitude S₂₁ , um Harnstoffspiegel in Gruppen wie "niedrig", "mittler" und "hoch" ³¹ einzuordnen. Außerdem kann die Konzentrationsempfindlichkeit des Sensors gemessen werden, indem die Änderung in |S₂₁| (Δ|S₂₁|) gegen die Veränderung der Harnstoffkonzentration (ΔC). Die Steigung dieser linearen Beziehung, C = ΔS / ΔC, zeigt die Empfindlichkeit. Um die Sensorrobustheit und Messzuverlässigkeit zu bewerten, wurde eine Wiederholbarkeitsstudie mit 45 Messungen pro Harnstoffkonzentrationskategorie (niedrig: 150–250 mg/dL, Zwischenwert: 251–350 mg/dL, hoch: 351–450 mg/dL) über drei unabhängige Tage durchgeführt, insgesamt 135 Messungen. Der Variationskoeffizient lag in allen Kategorien zwischen 0,67 % und 1,07 %, was auf eine ausgezeichnete Messwiederholbarkeit hinweist. Die Messunsicherheit wurde gemäß dem Guide to the Expression of Uncertainty in Measurement (GUM)-Rahmen quantifiziert, der Typ-A-Unsicherheit (statistische Variation aus wiederholten Messungen) mit Typ-B-Beiträgen aus der VNA-Kalibrierung (±0,05 dB), Temperaturschwankungen (±0,01 dB/°C) und Variationen der Probenpositionierung (±0,02 dB) kombinierte. Die erweiterte Unsicherheit (k=2, 95%-Konfidenzintervall) reichte je nach Konzentrationskategorie zwischen ±0,38 dB und ±0,56 dB. Die Konzentrationsempfindlichkeit, abgeleitet aus der linearen Regression von Δ|S₂₁| im Vergleich zu ΔC wurde berechnet mit 1,42 × ^10-4 pro (mg/mol/cm³), mit einem 95%-Konfidenzintervall von 1,35 × ^10-4 bis 1,49 × ^10-4 pro (mg/mol/cm³) und einem Bestimmungskoeffizienten (R²) von 0,94. Die relative erweiterte Unsicherheit in der Empfindlichkeit betrug ±6,2 % (k = 2), was bestätigt, dass die berichtete Empfindlichkeit statistisch robust ist und der Sensor eine reproduzierbare Leistung zeigt, die für Point-of-Care-Anwendungen geeignet ist.

Results

Nach der Fertigung, die in Abbildung 1 entworfen und dargestellt wurde, wurde die Leistung des Sensors zunächst gefertigt, siehe Abbildung 2, und ohne Stichprobe validiert. Die gemessenen S-Parameter zeigten eine ausgezeichnete Übereinstimmung mit den simulierten Ergebnissen, mit einer Primärresonanz bei 1,22 GHz und S₂₁ , die -27 dB erreichte, wie in Abbildung 2 dargestellt. Die geringfü...

Discussion

Das Protokoll beschreibt die erfolgreiche Entwicklung eines innovativen optisch gesteuerten Mikrowellensensors, der speziell für die Harnstofferkennung im menschlichen Urin entwickelt wurde. Wesentliche Aspekte des Protokolls umfassen das sorgfältige Design von Hilbert-Fraktal-Stubs, um die Verteilung des elektromagnetischen Feldes zu optimieren und eine konsistente Platzierung der Urinproben auf einem Glasobjektträger über LDR sicherzustellen, um eine reproduzierbare optische Kopplung z...

Materials

List of materials used in this article

Name	Company	Catalog Number	Comments
CST Mikrowellenstudio	Dassault Systè Mes	2023	Vollwellen-elektromagnetische Simulation
Digitales Multimeter	Fluke	87V	Zur Resistenzverifikation
Destilliertes Wasser	Lokaler Lieferant	N/A	Für Probenverdünnung und -reinigung
Ätzbad	Generika	N/A	Temperaturkontrolliert, 50 °F; C
Ethanol (70 %)	Merck	100983	Zur Reinigung von Glas-Objektträgern
Eisenchlorid (FeCl3)	Sigma-Aldrich	157740	0,5 M-Lösung, Ätzmittel
FR4 kupferbeschichtetes Laminat	Generika	N/A	Einseitig, 1,6 mm Dicke, & Epsilon; r 4.3
Glasrutschen	Corning	2947-75X25	75 mm & Mal; 25 mm & mal; 1 mm, für die Probenplatzierung
Heizplatte	Generika	N/A	Für Entwicklung und Aushärtung
Lichtquelle	Generische LED	N/A	Weiße LED, 6000 K Farbtemperatur, 1000 Lux feste Intensität
Lichtabhängiger Widerstand (LDR)	Generisch (GL5528)	GL5528	Widerstand: 10 kΩ (Licht), 1 MΩ (dunkel); 5 mm Durchmesser
MATLAB	MathWorks	R2023b	Datenanalyse und KNN-Klassifikation; Werkzeugkasten für Statistik und maschinelles Lernen
Mechanisches Kalibrier-Set	Agilent	85052D	Open, Short, Load, through (OSLT) für Zwei-Port-Kalibrierung
Mikropipette	Eppendorf	3120000062	0.5 & Strich; 10 & Mikro; L-Lautstärkebereich
Microsoft Excel	Microsoft	Büro 365	Datenerfassung und -analyse
Oszilloskop	Tektronix	TBS1052B	Zur Messung der Ausgangsspannung des Gleichrichters
Photomaske	Gepflogenheit	N/A	Hochauflösende Chrommaske mit Sensormuster
Photoresist	MicroChem	SU-8 2000	Negativer Photoresist für die Photolithographie
Pipettenspitzen	Eppendorf	30015.119	0.01– 10 & Mikro; L, steril
Polypropylen-Probenbehälter	Thermo Fisher	342020-0030	30-mL sterile Behälter
HF-Gleichrichterschaltung	Gepflogenheit	N/A	Schottky-diodenbasiert; wandelt HF in Gleichstromspannung um
SMA-Weibkantenstartstecker	Amphenol-RF	132169	50 & Omega; für Mikrostreifen-Anschluss
Harnstoff (zum Spiken)	Sigma-Aldrich	U5128	Pharmazeutische Qualität, ≥ 99,5 % Reinheit
UV-Belichtungssystem	Karl Suss	MA6	Belichtungszeit: 120 s
Vektornetzwerkanalysator (VNA)	Agilent	PNA-Serie	Frequenzbereich: 0,1 & Strich; 4 GHz, IF-Bandbreite: 100 Hz, Sweep-Punkte: 1001