El manuscrito presenta un sensor de pH implantable en miniatura con salida inalámbrica modulada ASK junto con un circuito receptor totalmente pasivo basado en diodos Schottky de sesgo cero. Esta solución se puede utilizar como base en el desarrollo de dispositivos de terapia de electroestimulación calibrada in vivo y para la monitorización ambulatoria del pH.
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Artículo de método
Construcción de un sensor implantable endoscópicamente habilitado para la tecnología inalámbrica para el monitoreo del pH con receptor basado en diodo Schottky de sesgo cero
En este artículo
Resumen
Resumen
La monitorización ambulatoria del pH del reflujo patológico es una oportunidad para observar la relación entre los síntomas y la exposición del esófago al reflujo ácido o no ácido. Este artículo describe un método para el desarrollo, fabricación e implantación de un sensor de pH inalámbrico en miniatura. El sensor está diseñado para ser implantado endoscópicamente con un solo clip hemostático. También se construye y prueba un receptor totalmente pasivo basado en rectenna basado en un diodo Schottky de sesgo cero. Para construir el dispositivo, se utilizó una placa de circuito impreso de dos capas y componentes listos para usar. Un microcontrolador en miniatura con periféricos analógicos integrados se utiliza como extremo frontal analógico para el sensor de transistor de efecto de campo sensible a iones (ISFET) y para generar una señal digital que se transmite con un chip transmisor de tecla de cambio de amplitud. El dispositivo es alimentado por dos células alcalinas primarias. El dispositivo implantable tiene un volumen total de 0,6 cm3 y un peso de 1,2 gramos, y su rendimiento se verificó en un modelo ex vivo (esófago porcino y estómago). A continuación, se construyó un receptor pasivo basado en rectenna de pequeña huella que se puede integrar fácilmente en un receptor externo o en el neuroestimulador implantable, y se demostró que recibe la señal de RF del implante cuando está cerca (20 cm) de él. El pequeño tamaño del sensor proporciona un monitoreo continuo del pH con una obstrucción mínima del esófago. El sensor podría utilizarse en la práctica clínica habitual para la monitorización del pH esofágico las 24/96 horas sin necesidad de insertar un catéter nasal. La naturaleza de "potencia cero" del receptor también permite el uso del sensor para la calibración automática in vivo de dispositivos de neuroestimulación del esfínter esofágico inferior en miniatura. Un control activo basado en sensores permite el desarrollo de algoritmos avanzados para minimizar la energía utilizada para lograr un resultado clínico deseable. Uno de los ejemplos de tal algoritmo sería un sistema de circuito cerrado para la terapia de neuroestimulación bajo demanda de la enfermedad por reflujo gastroesofágico (ERGE).
Introducción
El Consenso de Montreal define la enfermedad por reflujo gastroesofágico (ERGE) como "una condición que se desarrolla cuando el reflujo del contenido del estómago causa síntomas desagradables y / o complicaciones". Puede estar asociado con otras complicaciones específicas como estenosis esofágicas, esófago de Barrett o adenocarcinoma de esófago. La ERGE afecta aproximadamente al 20% de la población adulta, principalmente en países con alto estatus económico1.
La monitorización ambulatoria del pH del reflujo patológico (tiempo de exposición ácida superior al 6%) permite distinguir la relación entre síntomas y reflujo gastroesofágico ácido o no ácido2,3. En pacientes que no responden a la terapia con IBP (inhibidor de la bomba de protones), la monitorización del pH puede responder si se trata de reflujo gastroesofágico patológico y por qué el paciente no responde a la terapia estándar con IBP. Actualmente se ofrecen varias opciones de monitoreo de pH e impedancia. Una de las nuevas posibilidades es la monitorización inalámbrica mediante dispositivos implantables4,5.
La ERGE se asocia con el trastorno del esfínter esofágico inferior (EEI), donde las contracciones mostradas durante la manometría esofágica no son patológicas, pero tienen una amplitud reducida en la ERGE a largo plazo. EL SE consiste en músculo liso y mantiene las contracciones tónicas debido a factores miogénicos y neurogénicos. Se relaja debido a la inhibición mediada por vagales que involucra óxido nítrico como neurotransmisor6.
Se comprobó que la estimulación eléctrica con dos pares de electrodos aumenta el tiempo de contracción del LES en un modelo de reflujo canino7. La relajación del EEI, incluida la presión residual durante la deglución, no se vio afectada por la estimulación de baja y alta frecuencia. La estimulación de alta frecuencia es una opción obvia porque requiere menos energía y extiende la duración de la batería.
Aunque el tratamiento de electroestimulación (ET) del esfínter esofágico inferior es un concepto relativamente nuevo en el tratamiento de pacientes con ERGE, esta terapia demostró ser segura y efectiva. Se ha demostrado que esta forma de tratamiento proporciona un alivio significativo y duradero de los síntomas de la ERGE, al tiempo que elimina la necesidad de tratamiento con IBP y reduce la exposición al ácido esofágico8,9,10.
El actual sensor de pH de última generación para el diagnóstico de ERGE es el dispositivo Bravo11,12. A un volumen estimado de 1,7 cm3, se puede implantar directamente en el esófago con o sin retroalimentación endoscópica visual y proporciona una monitorización de 24 h + del pH en el esófago.
Teniendo en cuenta que la terapia de electroestimulación es una de las alternativas más prometedoras para tratar la ERGE que no responde a la terapia estándar8,13, tiene sentido proporcionar los datos del sensor de pH al neuroestimulador. La reciente investigación muestra un camino claro hacia el desarrollo futuro en este campo que conducirá a dispositivos implantables rígidos todo en uno que residirán en el sitio de la neuroestimulación14,15. Para este propósito, el ISFET (transistor de efecto de campo sensible a los iones) es uno de los mejores tipos de sensores debido a su naturaleza en miniatura, la posibilidad de integración en chip de un electrodo de referencia (oro en este caso) y una sensibilidad suficientemente alta. En silicio, el ISFET se asemeja a la estructura de un MOSFET estándar (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor). Sin embargo, la compuerta, normalmente conectada a un terminal eléctrico, es reemplazada por una capa de material activo en contacto directo con el entorno circundante. En el caso de los ISFET sensibles al pH, esta capa está formada por nitruro de silicio (Si3N4)16.
La principal desventaja de los dispositivos implantables endoscópicamente es la limitación inherente del tamaño de la batería, lo que puede conducir a una vida útil reducida de estos dispositivos o motivar a los fabricantes a desarrollar algoritmos avanzados que ofrecerán el efecto requerido a un menor costo de energía. Uno de los ejemplos de tal algoritmo sería un sistema de circuito cerrado para la terapia de neuroestimulación bajo demanda de ERGE. Similar a los medidores continuos de glucosa (CGM) + sistemas de bomba de insulina17, dicho sistema emplearía un sensor de pH esofágico u otro sensor para detectar la presión actual del esfínter esofágico inferior junto con una unidad de neuroestimulación.
La respuesta a la terapia de neuroestimulación y los requerimientos de patrones de neuroestimulación pueden ser individuales13. Por lo tanto, es importante desarrollar sensores independientes que puedan ser utilizados para el diagnóstico y caracterización de la disfunción o para participar activamente en la calibración del sistema de neuroestimulación de acuerdo con los requisitos individuales de los pacientes18. Estos sensores deben ser lo más pequeños posible para no afectar la funcionalidad normal del órgano.
Este manuscrito describe un método de diseño y fabricación de un sensor de pH basado en ISFET con transmisor de tecla de desplazamiento de amplitud (ASK) y un receptor pasivo basado en rectenna de tamaño pequeño. Basado en la arquitectura simple de la solución, los datos de pH pueden ser recibidos por un receptor externo o incluso por el neuroestimulador implantable sin ninguna penalización significativa de volumen o potencia. La modulación ASK se elige debido a la naturaleza del receptor pasivo, que solo es capaz de detectar la potencia de la señal de RF recibida (a menudo llamada "intensidad de la señal recibida"). El diagrama esquemático, que está incrustado como material complementario, muestra la construcción del dispositivo. Se alimenta directamente de dos baterías alcalinas AG1, que proporcionan un voltaje entre 2.0-3.0 V (según el estado de carga). Las baterías alimentan el microcontrolador interno, que utiliza su ADC (convertidor analógico a digital), DAC (convertidor digital a analógico), amplificador de operación interna y periféricos FVR (referencia de voltaje fijo) para sesgar el sensor de pH ISFET. El voltaje de "compuerta" resultante (el electrodo de referencia de oro) es proporcional al pH del entorno circundante. Una corriente Ids estable es proporcionada por una resistencia de detección R2 de lado bajo. La fuente del sensor ISFET está conectada a la entrada no inversora del amplificador operacional, mientras que la entrada inversora está conectada a la tensión de salida del módulo DAC establecida en 960 mV. La salida del amplificador operacional está conectada al pin de drenaje del ISFET. Este amplificador operacional regula el voltaje de drenaje para que la diferencia de voltaje en la resistencia R2 sea siempre de 960 mV; por lo tanto, una corriente de sesgo constante de 29 μA fluye a través del ISFET (cuando está en funcionamiento normal). El voltaje de la compuerta se mide con un ADC. Luego, el microcontrolador enciende el transmisor de RF a través de uno de los pines GPIO (entrada / salida de propósito general) y transmite la secuencia. El circuito transmisor de RF implica una red de cristal y coincidencia que coincide con la salida a 50 Ω impedancia.
Para los experimentos demostrados aquí, utilizamos un estómago de cerdo con una sección larga del esófago montada en un modelo de plástico estandarizado. Este es un modelo comúnmente utilizado para practicar técnicas endoscópicas como ESD (disección submucosa endoscópica), POEM (miotomía endoscópica oral), resección endoscópica de la mucosa (EMR), hemostasia, etc. En cuanto a los parámetros anatómicos más cercanos posibles a los órganos humanos, utilizamos el estómago y el esófago de cerdos que pesan 40-50 kg.
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Protocolo
Ningún animal vivo participó en este estudio. El experimento se realizó en un modelo ex vivo que consiste en un esófago porcino y estómago. El estómago y el esófago se compraron en una carnicería local como su producto estándar. Este procedimiento está de acuerdo con las leyes checas, y lo preferimos debido al principio "3R" (Reemplazo, Reducción y Refinamiento).
1. Fabricación del conjunto del sensor de pH
NOTA: Observe las precauciones para manipular componentes sensibles a la descarga electrostática (ESD) durante la fabricación del conjunto del sensor de pH. Tenga cuidado al trabajar con el soldador.
- Coloque el sensor de pH ISFET montado en una placa de circuito impreso (PCB) sobre una superficie plana. Localice los contactos soldables.
- Recorte los contactos soldables, para que su longitud no sea superior a 3 mm.
- Suelde una sección de 15 mm de cable recubierto de etileno propileno fluorado (FEP) a los electrodos soldables del sensor de pH. No limpie mecánica o químicamente el conjunto de la matriz desnuda. Trate de evitar la contaminación de la matriz y la PCB con fundente durante la soldadura.
- Inspeccione el conjunto sensor-cable de pH bajo un microscopio en busca de circuitos abiertos y cortocircuitos. Luego, verifique los pantalones cortos con un probador de corto abierto. En la Figura 1 se muestra un ensamblaje correctamente preparado en esta etapa.
- Limpie el conjunto del sensor de pH en un limpiador ultrasónico durante 5 minutos a 70 °C en una solución al 5% de removedor de fundente en agua. El rango óptimo de potencia de ultrasonido es de 50-100 W /l. No exceda de 100 W/l.
- Enjuague el conjunto del sensor de pH en alcohol isopropílico de grado técnico durante al menos 3 minutos y déjelo secar en un horno a 80 °C durante 15 minutos.
- Coloque todos los sensores de pH en una superficie plana (en caso de que se preparen varios simultáneamente) antes de continuar con el siguiente paso.
- Mezcle una cantidad adecuada de epoxi de dos partes para encapsular los electrodos soldados. Use un mínimo de 2 ml para permitir una mezcla completa. Use epoxi opaco negro para permitir la inspección posterior: las partes del sensor expuestas al medio ambiente se verán más fácilmente, ya que no tendrán epoxi opaco en ellas.
- Transfiera el epoxi mezclado a una jeringa de 1 ml con una aguja de extremo plano de 0,5 mm.
- Cubra el área de soldadura de los sensores de pH con epoxi. Asegúrese de recubrir toda el área de los electrodos de PCB y el cable expuesto.
- Deje que el epoxi se cure a temperatura ambiente o elevada (80 °C máx.), para este estudio se utilizaron 50 °C con el epoxi que figura en la Tabla de Materiales.
- Inspeccione el área recubierta bajo un microscopio. Si alguna pieza metálica no recubierta (ya sea electrodo de PCB o alambre) está expuesta, repita los pasos 1.8-1.11 hasta que no haya signos visuales de metal sin recubrimiento.
- Recorte los cables a la longitud y el ángulo que se muestran en la Figura 2. Cubra los extremos con soldadura para evitar deshilacharse.
2. Fabricación del conjunto electrónico
NOTA: Observe las precauciones para manipular componentes sensibles a ESD durante la fabricación de la electrónica. Tenga cuidado al trabajar con el soldador y la pistola de aire caliente.
- Coloque la PCB (fabricada en base a los archivos complementarios "pcb1.zip" y el diagrama esquemático "schematic.png") en una superficie plana, con los componentes hacia arriba.
- Aplique pasta de soldadura a todas las almohadillas chapadas en oro expuestas.
- Coloque todos los componentes pasivos y activos utilizando pinzas de acuerdo con la Figura 3 y la Tabla de Materiales.
- Caliente la PCB con la pistola de aire caliente para soldar los componentes. Calentar la PCB gradualmente a 150 °C durante 2 min para expulsar el agua residual de los paquetes y activar el fundente en la pasta de soldadura. Luego, caliente la PCB a 260 ° C para soldar los componentes. Deje que la PCB se enfríe a temperatura ambiente, no la mueva durante todo el proceso de soldadura.
- Después de soldar y enfriar a temperatura ambiente, inspeccione la PCB bajo un microscopio para verificar la colocación correcta de todos los componentes y cortocircuitos. Si no se observan cortocircuitos o una colocación incorrecta de los componentes, omita el paso 2.6.
- Repare cualquier cortocircuito o colocación incorrecta de componentes con una pistola de soldadura o una pistola de aire caliente. Vaya al paso 2.5.
- Suelde 5 cables a los componentes (cables de alimentación y programación) como se muestra en la Figura 4.
- Para conectar la PCB al programador, conecte los cables soldados en el paso 2.7. al conector del programador.
- Firmware del programa (consulte Resultados representativos para obtener una explicación detallada del archivo que se va a utilizar) para el microcontrolador. Utilice el procedimiento descrito anteriormente para configurar el software de programación19. Configure el programador para que alimente el dispositivo con un voltaje de aproximadamente 2.5 V. Dessolde los 5 cables después de la programación.
- Coloque la PCB en una superficie plana, con el componente hacia arriba. Suelde el cable de la antena de cobre AWG38 (longitud de 3 cm) como se muestra en la Figura 5 y envuélvelo alrededor del borde de la PCB. Fije el cable de la antena al borde de la PCB con un adhesivo de cianoacrilato. Suelde los otros dos puentes de alambre con alambre de cobre SWG38 como se muestra en la Figura 5. Evite el contacto eléctrico con otros componentes.
- Coloque la PCB en una superficie plana, con el lado del componente hacia abajo.
- Suelde dos soportes de batería a la parte opuesta de la PCB, como se muestra en la Figura 6.
- Suelde el conjunto del sensor de pH a los terminales de la PCB, como se muestra en la Figura 7.
- Inserte dos baterías AG1 en los soportes de las baterías.
NOTA: No continúe con este paso y los siguientes pasos en esta sección antes de 24 h antes de la prueba y la implantación endoscópica del sensor. - Prepare una cantidad adecuada de epoxi como se describe en el paso 1.8. para la encapsulación del dispositivo.
- Encapsular el dispositivo con el epoxi utilizando el mismo procedimiento descrito en el paso 1.9 (jeringa con aguja). Deje que el epoxi se cure a temperatura ambiente o a temperatura ligeramente elevada (no exceda de 50 ° C debido a la presencia de baterías). Consulte la Figura 8 para obtener los resultados correctos de la encapsulación.
- Cree un gancho de alambre de titanio de acuerdo con la Figura 9.
NOTA: El titanio (Grado II) fue elegido debido a su biocompatibilidad y historial de uso en dispositivos médicos implantables. También se puede usar acero inoxidable. Sin embargo, el tipo y el tratamiento térmico deben elegirse cuidadosamente, ya que algunos tipos de acero inoxidable son muy frágiles. - Conecte el gancho de alambre al dispositivo con una gota de epoxi de curado rápido (consulte la Figura 10) y deje que se cure a temperatura ambiente o a temperatura ligeramente elevada (máximo 50 °C). El sensor de pH se encuentra en la parte inferior izquierda del dispositivo implantable.
- El sensor se activa 24 h después de la inserción de las baterías. Mientras tanto, continúe con el paso 3.
NOTA: Detenga el protocolo ahora si es posible completar el paso 3 dentro de las 24 h posteriores a la inserción de las baterías.
3. Fabricación del receptor de rectenna pasiva
- Coloque la PCB (fabricada en base al archivo complementario "pcb2.zip"). para la rectenna en una superficie plana.
- Suelde los componentes utilizando el método de pasta de soldadura descrito en los pasos 2.2-2.6 o use una pistola de soldadura de acuerdo con la Figura 11A.
NOTA: Si el experimentador decide volver a fabricar el receptor de rectenna (anteriormente se fabricó y coincidió) o no desea continuar con la coincidencia del receptor, utilice los valores de los componentes previamente determinados por el experimentador o proporcionados en la Figura 11B y omita los pasos 3.5-3.7. - Suelde el conector SMA a la PCB.
- Inspeccione la PCB bajo un microscopio. Si se observan cortocircuitos o una colocación incorrecta de los componentes, solucione los problemas.
- Conecte una entrada de analizador de red vectorial al conector SMA.
- Grabe el gráfico S11 Smith de la rectenna de 300-500 MHz con ancho de banda de resolución de 1 kHz. Observe la respuesta y registre la impedancia a 431,7 MHz. Utilice un software de calculadora de coincidencia de impedancia para determinar los valores de los componentes coincidentes. El gráfico de Smith de ejemplo se muestra en la Figura 12A.
- Suelde los componentes que coinciden con la impedancia e inspeccione bajo un microscopio los cortocircuitos y la colocación de los componentes.
- Mida con el analizador de espectro nuevamente y confirme que la relación de onda estacionaria de voltaje (VSWR) es inferior a 3 entre 300-500 MHz (dentro del círculo cian externo que se muestra en la Figura 12B). De lo contrario, repita con diferentes componentes coincidentes o continúe con el rendimiento reducido de la rectenna en mente.
- Conecte la antena de banda de 433 MHz al conector SMA. Conecte un osciloscopio a la salida de rectenna.
- Ajuste el osciloscopio a operación de un solo canal, base de tiempo de rodadura, modo DC, base de tiempo de 500 ms / div y escala de voltaje de 5 mV / div.
4. Prueba del dispositivo
NOTA: Los siguientes pasos requieren el uso de productos químicos. Estudie las hojas de datos de seguridad de materiales de los productos químicos de antemano y use el equipo de protección adecuado y las prácticas comunes de laboratorio al manipularlos.
- Inspeccione la salida del sensor observando la señal que se muestra en el osciloscopio. El resultado de la muestra se muestra en la Figura 13,14. El dispositivo estará activo después de 24 horas después de la inserción de las baterías. El período de transmisión de la salida del sensor de pH varía según el archivo que se programó en el microcontrolador (consulte resultados representativos para obtener una explicación detallada).
- Prepare una solución de ácido clorhídrico al 2% (tenga cuidado al manipular ácido clorhídrico). Prepare soluciones tampón de 100 mM de pH 4 (ftalato de hidrógeno de potasio / ácido clorhídrico), pH 7 (fosfato de dihidrógeno de potasio / hidróxido de sodio) y pH 10 (carbonato de sodio / carbonato de hidrógeno de sodio) utilizando procedimientos de laboratorio estándar y marque los vasos de precipitados.
- Verifique el pH de los cuatro vasos de precipitados utilizando un medidor de pH calibrado. Ajuste si es necesario.
- Sumerja la cápsula en cada vaso de precipitados y registre al menos 3 muestras. Mida el período entre el segundo y el tercer pulso y llénelo en la hoja de cálculo proporcionada (Archivo suplementario 1). Determine los coeficientes de calibración para el sensor de pH utilizando la hoja de cálculo.
- Después de la calibración, mida el tiempo entre el segundo y el tercer pulso e introdúzcalo en la hoja de cálculo para determinar el pH de la solución a la que está expuesto el sensor de pH.
5. Implantación endoscópica del sensor
- Preparar un modelo porcino endoscópico ex vivo formado por el estómago y un segmento largo del esófago.
- Agarre el sensor externamente con un clip hemostático, como se muestra en la Figura 15 y la Figura 16.
- Inserte el endoscopio con el sensor en el clip de la manera estándar en el modelo.
- Coloque el clip con el sensor cerca del esfínter esofágico inferior.
- Gire el endoscopio contra la pared esofágica, abra el clip y luego empuje hacia la pared esofágica. Cierre el clip y suéltelo. El sensor permanecerá unido a la pared esofágica en la ubicación deseada, como se muestra en la Figura 17D y la Figura 17E.
- Extraiga el endoscopio.
6. Experimento después de la implantación
NOTA: Los siguientes pasos requieren el uso de productos químicos. Estudie las hojas de datos de seguridad de materiales de los productos químicos de antemano y use el equipo de protección adecuado y las prácticas comunes de laboratorio al manipularlos.
- Coloque el receptor a menos de 10 cm (máximo) del sensor implantado.
- Inyecte 50 ml de las soluciones con varios valores de pH en el esófago, como se muestra en la Figura 18, y observe los cambios en la respuesta del sensor. Retraiga el endoscopio después de cada inyección y lea el valor no antes de 30 s después de la inyección. Lavar el esófago con 100 ml de agua desionizada entre soluciones inyectables con diferente pH.
- Utilice la hoja de cálculo (Archivo suplementario 1) para calcular el pH medido por el sensor.
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Resultados
Se construyó con éxito un dispositivo capaz de detección autónoma de pH y transmisión inalámbrica del valor de pH, como se muestra en la Figura 8. El dispositivo construido es un modelo en miniatura; pesa 1,2 g y tiene un volumen de 0,6 cm3. Las dimensiones aproximadas son 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Como se muestra en la Figura 15, figura 16 y Figura 17, se puede implantar en l...
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Discusión
Este método es adecuado para investigadores que trabajan en el desarrollo de nuevos dispositivos médicos implantables activos. Requiere un nivel de competencia en la fabricación de prototipos electrónicos con componentes de montaje en superficie. Los pasos críticos en el protocolo están relacionados con la fabricación de la electrónica, especialmente el llenado de los PCB, que es propenso a errores del operador en la colocación y soldadura de componentes pequeños. Luego, la encapsulación correcta es crucial para prolonga...
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Divulgaciones
Los autores no tienen nada que declarar.
Agradecimientos
Los autores agradecen a la Universidad Charles (proyecto GA UK No 176119) por apoyar este estudio. Este trabajo fue apoyado por el programa de investigación de la Universidad Charles PROGRES Q 28 (Oncología).
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Materiales
| Nombre | Empresa | Número de catálogo | Comentarios |
|---|---|---|---|
| Batería AG1 | Panasonic | SR621SW | Dos baterías por un implante |
| Soporte de batería | MYOUNG | MY-521-01 | |
| Alambre de cobre esmaltado para la antena | pro-POWER | QSE Wire - 0,15 mm de diámetro, 38 SWG | |
| Epoxi para encapsulación | Loctite | EA M-31 CL | Cable EPOXI FEP de dos partes de grado médico que cumple con ISO10993 |
| para sensor | de pHMolex / Temp-Flex | 100057-0273 | |
| Limpiador de fundente | Shesto | UTFLLU05 | Prepare una solución al 5% en agua desionizada para la limpieza por sonicación |
| Pinza hemostática | Boston Scientific | Resolution Pistola | |
| aire caliente + soldador | W.E.P. | Modelo 706 | Cualquier soldador capaz de soldar con estaño y pistola de aire caliente capaz de mantener 260 ° C se puede utilizar |
| Software de adaptación de impedancia | de Iowa Hills | Smith | Chart Se puede descargar desde http://www.iowahills.com/9SmithChartPage.html - alternativamente, cualquier software de diseño de RF admite el cálculo de componentes de adaptación de impedancia Sensor de |
| pH ISFET en una placa de circuito impreso | WinSense | WIPS | Pida un modelo premontado en una placa de circuito impreso con electrodo de referencia de oro en chip |
| Medidor de pH de laboratorio | Hanna Instruments | HI2210-02 | Se utiliza con HI1131B sonda de vidrio |
| Programador de microcontorsionadores | Microchip | PICkit 3 | También se pueden utilizar otros programadores compatibles con PIC16 |
| Estómago de cerdo con esófago Granja | porcina local | Obtenido de aprox. 40– Cerdo de 50 kg | Es importante que el estómago incluya toda la longitud del esófago. |
| Placa de circuito impreso - receptor | Elija el proveedor de PCB preferido | Según pcb2.zip datos | Una capa, 0,8 mm de grosor, FR4, sin mascarilla |
| Placa de circuito impreso - sensor | Elija el proveedor de PCB preferido | Según pcb1.zip datos | Dos capas con PTH, 0,6 mm de grosor, FR4, 2x mascarilla |
| Receptor - | 0R Vishay | CRCW04020000Z0EDC | Consulte la Figura 12 y la Figura 13 para la ubicación |
| Receptor - 1.5 pF | Murata | GRM0225C1C1R5CA03L | Consulte la Figura 12 y la Figura 13 para la ubicación |
| Receptor: 100 pF | Murata | GRM0225C1E101JA02L | Consulte la Figura 12 y la Figura 13 para la ubicación |
| Receptor: 33 nH | Electrónica de pulsos | PE-0402CL330JTT | Consulte la Figura 12 y la Figura 13 para la ubicación |
| Receptor: diodos schottky de RF | MACOM | MA4E2200B1-287T | Consulte la Figura 12 y la Figura 13 para colocación |
| Receptor - Antena SMA | LPRS | ANT-433MS | |
| Receptor - Conector SMA | Linx Technologies | CONSMA001 | Consulte la Figura 12 y la Figura 13 para ver la ubicación |
| Sensor - C1 | Murata | GRM0225C1H8R0DA03L | condensador de 8 pF 0402 |
| Sensor - C2 | Murata | GRM0225C1H8R0DA03L | 8 pF 0402 |
| Sensor de condensador - C3 | Murata | GCM155R71H102KA37D | Condensador de 1 nF 0402 |
| Sensor - C4 | Murata | GRM0225C1H1R8BA03L | 1.8 |
| pF Sensor - C5 | Vishay | CRCW04020000Z0EDC | Coloque la resistencia 0R 0402 o utilícela para que coincida con la antena |
| Sensor - C6 | Murata | GRM155C81C105KE11J | 1 Condensador uF 0402 |
| Sensor - C7 | Murata | GRM155C81C105KE11J | 1 Condensador |
| uF 0402Sensor - Condensador | C8 Murata | GRM022R61A104ME01L | 100 nF 0402 |
| Sensor - IC1 | Microchip | MICRF113YM6-TR | MICRF113 transmisor de RF |
| Sensor - IC2 | Microchip | PIC16LF1704-I/ML | PIC16LF1704 microcontrolador de baja potencia |
| Sensor - R1 | Vishay | CRCW040210K0FKEDC | resistencia de 10 kOhm 0402 |
| Sensor - R2 | Vishay | CRCW040233K0FKEDC | Resistencia de 33 kOhm 0402 |
| Sensor - R3 | Resistencia | Vishay CRCW04021K00FKEDC | 1 kOhm 0402 |
| Sensor - R5 | Resistencia Vishay | CRCW040210K0FKEDC | 10 kOhm 0402 |
| Sensor - X1 | ABRACON | ABM8W-13.4916MHZ-8-J2Z-T3 | 3.2 x 2.5 mm 13.4916 MHz 8 pF |
| cristal Alambre de titanio | Sigma-Aldrich GF36846434 | 0.125 mm | |
| Analizador de redes vectoriales | mini SOLUCIONES DE | RADIO miniVNA Tiny | Se pueden utilizar otros analizadores de redes vectoriales: la frecuencia de operación requerida es de 300 – 500 MHz, ancho de banda de resolución igual o inferior a 1 MHz, potencia de salida no superior a 0 dBm y rango dinámico preferiblemente superior a 60 dB para el extremo frontal receptor |
Referencias
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