Article de méthode
Ce protocole décrit un capteur micro-ondes optiquement contrôlé à faible coût pour détecter l’urée. En utilisant une résistance et une conception fractale dépendantes de la lumière, elle traduit les propriétés optiques de l’urine en une réponse linéaire d’impédance RF. Bien que la conception basée sur FR4 montre un potentiel pour une utilisation au point de soins, les travaux futurs nécessitent des matériaux à faible perte et une validation clinique d’un système portable.
La surveillance des niveaux d’urée dans l’urine est cruciale pour évaluer la fonction rénale et l’état d’hydratation. Les méthodes actuelles reposent souvent sur des tests biochimiques intrusifs, coûteux ou chronophages, qui ne sont pas idéaux pour le suivi au point de soins ou continu. Ce protocole décrit la fabrication et les essais d’un capteur micro-ondes nouveau, peu coûteux et hautement sensible, conçu pour la détection du taux d’urée. Le capteur intègre une inductance spirale circulaire (CSI), un condensateur interdigital (IDC) et une résistance dépendante de la lumière (LDR) sur un substrat FR4, fonctionnant à une fréquence de résonance de 1,22 GHz. L’innovation clé est le contrôle optique via la LDR qui, lorsqu’elle est exposée à une source lumineuse fixe via un échantillon d’urine, module la perte d’insertion du capteur (S₂₁) de manière linéaire et quantifiable par rapport à la concentration d’urée. La conception intègre une piste en boucle arrière et des brouilles fractales de Hilbert pour minimiser les effets de diffraction et améliorer l’adaptation d’impédance, améliorant ainsi la précision des mesures. Nous détaillons la simulation numérique du capteur à l’aide du CST Microwave Studio, sa fabrication par gravure chimique, et sa validation expérimentale à l’aide d’échantillons d’urine humaine. Les résultats démontrent un décalage constant et répétable du paramètre S₂₁ avec des niveaux d’urée variables, confirmé par un modèle de réseau de neurones pour la classification des données. Ce capteur représente un outil prometteur pour les diagnostics biomédicaux non invasifs et en temps réel.
La technologie de détection micro-ondes s’est imposée comme un outil puissant pour la caractérisation non invasive des matériaux biologiques en raison de ses besoins de contact minimes, de sa pénétration non destructive et de la sécurité des ondes électromagnétiques nonionisantes 1. Les propriétés diélectriques des fluides corporels comme l’urine sont influencées par leur composition chimique, y compris la concentration d’urée, ce qui les rend détectables par des changements dans la propagation desmicro-ondes 2. Bien que des capteurs à micro-ondes conventionnels existent, ils rencontrent souvent des défis en matière de sensibilité, de miniaturisation et d’optimisation du facteur de qualité (facteur Q) pour détecter de petits changements dans des fluides complexes commel’urine 3.
Les avancées récentes ont utilisé diverses géométries de résonateurs, telles que les résonateurs complémentaires à anneau fendu (CSRR) et les structures fractales, pour améliorer les performances descapteurs 4. Cependant, atteindre une haute sensibilité avec une conception simple et à faible coût reste un obstacleimportant 5. Le capteur décrit ici répond à ces limitations en combinant un CSI et un IDC avec un mécanisme de contrôle optiqueunique 6. L’inclusion d’une LDR permet de moduler la performance RF du capteur grâce à la transparence optique de l’échantillon d’urine, qui est corrélée à la concentrationd’urée 7. Cela crée un nouveau mécanisme de transduction qui convertit une propriété biochimique en un signal micro-ondesmesurable 8.
Cet article fournit un protocole détaillé, étape par étape, pour construire et faire fonctionner ce capteurmicro-ondes optiquement contrôlé 9. Nous couvrons la logique de conception, la mise en place de la simulation, le processus de fabrication, la procédure d’étalonnage et la méthode d’analyse des données, y compris l’utilisation d’un algorithme d’apprentissage automatique pour l’interprétation desrésultats 10. Les résultats représentatifs démontrent l’efficacité du capteur pour détecter les niveaux d’urée dans les échantillons d’urine humaine, soulignant son potentiel pour des applications diagnostiques au pointde prise en charge 11.
Tout au long de cette étude, la concentration d’urée est exprimée en unités de mg/mol/cm 3 pour refléter la métrique de concentration normalisée dérivée du mécanisme de transduction du capteur, qui relie l’atténuation optique par unité de longueur de chemin (cm) à la concentration molaire d’urée (mol) normalisée par masse (milligrammes)12. Pour faciliter la comparaison avec la littérature clinique standard, cette unité peut être convertie en unités conventionnelles comme suit : une concentration d’urée de 1 mg/mol/cm3 correspond à environ 1 mg/dL en considérant la longueur standard du chemin de mesure, ou équivalentement 0,166 mmol/L compte tenu du poids moléculaire de l’urée (60,06 g/mol)13. La plage de concentration étudiée dans cette étude (150–450 mg/mol/cm3) correspond à des niveaux cliniquement pertinents d’urée de 150–450 mg/dL, couvrant des valeurs physiologiques normales (environ 200–400 mg/dL) et des élévationslégères de 14. Cet alignement garantit que les résultats sont interprétables dans le contexte de la pratique biomédicalestandard 15.
La conception proposée du capteur est motivée par le besoin d’une méthode de détection de l’urée à faible coût, non invasive et en temps réel, qui réponde aux limites des approches existantes de détection micro-ondes, qui reposent généralement uniquement sur les variations de permittivité diélectrique et nécessitent souvent un étalonnagecomplexe 16. La nouveauté de ce travail réside dans l’intégration de trois éléments de conception distincts qui permettent collectivement un mécanisme de transduction optique vers micro-ondes directet linéaire 17. Premièrement, la combinaison d’une inductance spirale circulaire (CSI) et d’un condensateur internumérique (IDC) forme une structure résonante à haute intensité Q qui concentre le champ électromagnétique dans la région de détection, augmentant ainsi la sensibilité aux changements minimes dans le milieuenvironnant 18. Deuxièmement, l’intégration de stubs fractals de Hilbert à la jonction CSI-IDC minimise les effets de diffraction et optimise l’adaptation d’impédance, améliorant la stabilité et la répétabilité de lamesure 19. Troisièmement, et plus important, l’introduction d’une LDR comme élément transducteur optiquement contrôlé représente un écart par rapport aux capteurs micro-ondes conventionnels ; au lieu de se fier uniquement aux propriétés diélectriques de l’échantillon, la LDR permet de moduler la réponse RF du capteur par la transparence optique de l’échantillon d’urine, qui est corrélée à la concentration d’urée20. Cela crée une voie hybride de transduction optique-micro-ondes qui traduit directement une propriété biochimique en un décalage quantifiable de S₂₁ à une fréquence de résonancefixe 21. À notre connaissance, ce travail représente la première démonstration d’un capteur micro-ondes optiquement contrôlé pour la détection de l’urée, combinant une LDR avec un résonateur amélioré par fractures CSI-IDC pour obtenir une lecture linéaire directe, positionnant le capteur proposé comme une plateforme prometteuse pour des diagnostics non invasifs au point de soinsen temps réel 22.
Le mécanisme de transduction du capteur repose sur une voie hybride optique-micro-ondes dans laquelle la LDR traduit la transparence optique de l’urine — inversement corrélée à la concentration d’urée — en un décalage quantifiable de |S₂₁| en modulant la charge d’impédance du résonateur23 à inductance spirale circulaire-condensateur internumérique (CSI-IDC). Cette relation linéaire simplifie l’étalonnage et permet une lecture en temps réel, distinguant la conception proposée des capteurs à micro-ondes conventionnels qui dépendent uniquement des variations de permittivité diélectrique. Cliniquement, l’urée urinaire est un biomarqueur clé de la fonction rénale et de l’état d’hydratation, avec des niveaux normaux allant de 200 à 400 mg/dL ; Les écarts peuvent indiquer une déshydratation, une insuffisance rénale ou des troubles métaboliques. Le capteur répond aux limites des tests enzymatiques de référence — qui nécessitent une infrastructure de laboratoire et du personnel formé — en proposant des mesures rapides (<30 s), peu coûteuses et non invasives utilisant des échantillons à l’échelle du microlitre, soutenant ainsi son potentiel pour des applications au pointde soins 24.
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L’approbation éthique a été obtenue du comité d’examen de l’IATRC. Toutes les procédures impliquant des échantillons d’urine humaine respectaient les principes de la Déclaration d’Helsinki. Un consentement éclairé écrit a été obtenu de tous les participants, et tous les échantillons ont été anonymisés pour préserver la confidentialité.
Conception de capteurs et simulation numérique
La première étape dans la conception d’un capteur consiste à exécuter une simulation électromagnétique. CST Microwave Studio est utilisé pour réaliser la schéma, qui comprend un résonateur composé d’une inductance spirale circulaire (CSI) en série avec un condensateur internumérique (IDC). Il existe un point de connexion pour une relation à distance entre ces parties qui leur permet de fonctionner ensembleoptiquement 25. Pour améliorer les performances, deux stubs ouverts fractals de Hilbert sont ajoutés à la jonction CSI-IDC afin de réduire la fringing et la distorsion du champ électromagnétique. Une structure en boucle arrière est également ajoutée au plan de masse pour rendre la réponse du filtre par rejet de bande plus stable et améliorer la précision de lamesure 26. La conception fonctionne mieux sur un substrat FR4 standard et à faible coût (εr≈ 4,3, épaisseur 1,6 mm) et possède une résonance opérationnelle principale à 1,22 GHz. Nous avons utilisé un logiciel pour créer et analyser un modèle équivalent de circuit à éléments concentrés afin de vérifier les paramètres S simulés. Cela garantissait que les résultats des simulations électromagnétiques et de circuits à onde complète étaientles mêmes 27. Le choix de la LDR comme élément de transduction optique a été motivé par ses avantages distincts dans cette architecture spécifique de détection micro-ondes. Contrairement aux photodiodes ou phototransistors, qui nécessitent des circuits de polarisation complexes et offrent une relation non linéaire courant-lumière, la LDR offre une modulation résistive passive, linéaire et à large portée en réponse à l’intensité lumineuse incidente. Ce décalage linéaire de résistance module directement S21 du résonateur micro-ondes adjacent sans introduire de bruit de circuit actif ni nécessiter un conditionnement supplémentaire du signal. De plus, le faible coût, l’empreinte compacte et l’intégration fluide du substrat FR4 du LDR — ne nécessitant aucune ligne de polarisation externe — correspondent à l’objectif global de conception d’un capteur de point de soins simple, peu coûteux et non invasif.
Pour contextualiser le capteur proposé dans le paysage plus large des technologies de détection de l’urée, une brève comparaison avec les méthodes établies est nécessaire. Les tests biochimiques, tels que la méthode enzymatique de l’urease, représentent la référence clinique, offrant une grande précision et sensibilité (limites de détection aussi basses que 1 à 5 mg/dL) mais nécessitant du matériel de laboratoire spécialisé, du personnel formé et des délais typiques de 30 à 60 minutes, limitant leur utilité en contexte de suivi. Les bandelettes enzymatiques offrent une alternative rapide (2 à 5 minutes), peu coûteuse et semi-quantitative, adaptée à une utilisation à domicile ; cependant, ils reposent sur une interprétation colorimétrique, qui peut être subjective, et offrent une sensibilité limitée pour une mesure précise de la concentration. Les capteurs électrochimiques, y compris les biocapteurs d’urée ampérométriques et potentiométriques, atteignent une grande sensibilité et permettent une détection en temps réel, mais ils nécessitent souvent une fabrication complexe d’électrodes et une immobilisation enzymatique, et souffrent de problèmes de stabilité dus à la dégradation des enzymes au fil du temps. En revanche, le capteur micro-ondes optiquement contrôlé proposé offre une combinaison unique d’attributs : le couplage optique non invasif élimine le contact direct de l’échantillon avec les éléments de détection, réduisant ainsi le risque de contamination ; le temps de mesure est inférieur à 30 secondes ; la fabrication sur un substrat FR4 à faible coût minimise les coûts ; et la relation linéaire entre la concentration d’urée et la perte d’insertion (S21) simplifie l’étalonnage. Bien que la sensibilité actuelle (1,42 × 10-4 par mg/mol/cm 3) soit adaptée à la classification catégorielle des niveaux d’urée cliniquement pertinents (150–450 mg/dL), une optimisation supplémentaire pourrait renforcer les limites de détection comparables à celles des homologues électrochimiques. Dans l’ensemble, le capteur occupe une niche complémentaire, privilégiant la simplicité, la rapidité et la portabilité pour les applications au point de soins où la précision de laboratoire n’est pas essentielle.
Fabrication de capteurs
La photolithographie standard déplace la conception finale vers un panneau FR4 à simple face revêtu de cuivre. Un photomasque haute résolution est utilisé pour créer le motif capteur sur un substrat laminé avec un photoréflexe. Le motif est ensuite développé et gravé dans une solution de chlorure ferrique (FeCl₃). Après gravure et nettoyage, les connecteurs SubMiniature version A (SMA) sont soigneusement soudés aux ports microstrip d’entrée et de sortie afin que l’équipement de mesure puisse être connectéà 28. Ce procédé crée un capteur fonctionnel, discret, prêt à être testé.
Installation expérimentale et calibration
À l’aide de câbles coaxiaux de haute qualité, le capteur fabriqué est connecté à un analyseur de réseau vectoriel (VNA), comme une série Agilent PNA. À l’aide d’un kit d’étalonnage mécanique, une calibration complète à deux ports (Ouvert, Court, Charge, Traversant) est effectuée aux extrémités du câble pour éliminer les erreurs de mesure systématiques. Pour mesurer les paramètres S du capteur, le VNA est configuré pour balayer de 0,1 GHz à 4 GHz avec une puissance de sortie de -10 dBm29.
Procédure de préparation et de mesure des échantillons d’urine
Les participants qui acceptent de fournir leurs échantillons d’urine sont invités à le faire. Une plateforme de test fixe est mise en place pour la mesure : une LDR est placée directement sous une lame en verre propre centrée sur la région active du capteur. Premièrement, une mesure de référence S21 est effectuée avec la LDR éclairée par une source lumineuse d’intensité constante et sans échantillon. Ensuite, une goutte d’urine de 0,01 mL est pipetée au centre de la lame en verre. Le spectre S21 est à nouveau enregistré avec la même quantité de lumière. Les propriétés optiques de l’échantillon, qui dépendent de l’urée, modifient la résistance de la LDR, ce qui provoque une variation mesurable du volume du capteur |S21| à 1,22 GHz30. Pour éviter la contamination croisée, la lame en verre est nettoyée avec de l’eau distillée et de l’éthanol entre chaque mesure d’échantillon. Des échantillons d’urine fraîche ont été prélevés sur dix volontaires en bonne santé (cinq hommes, cinq femmes ; âgés de 25 à 45 ans). Les concentrations de base d’urée, mesurées à l’aide d’un analyseur de chimie clinique, variaient de 150 à 450 mg/dL. Pour établir une plage de tests contrôlée, les échantillons ont été classés en trois groupes de concentration : bas (150–250 mg/dL), intermédiaire (251–350 mg/dL) et élevé (351–450 mg/dL), avec dix échantillons par catégorie. Tous les échantillons ont été analysés dans les 2 heures suivant la collecte, stockés à 4 °C lorsqu’ils n’étaient pas utilisés, puis équilibrés à température ambiante avant la mesure. Une aliquote de 0,01 mL a été appliquée sur une lame en verre propre pour chaque test, avec des lames nettoyées à 70 % d’éthanol et d’eau distillée entre les mesures afin d’éviter la contaminationcroisée 30.
Acquisition et analyse des données
L’information principale tirée de chaque mesure est la taille de S21 (en dB) à la résonance de 1,22 GHz. Ce jeu de données est utilisé pour enseigner un algorithme K-Nearest Neighbors (KNN) qui s’exécute dans un programme comme MATLAB. Le modèle utilise la magnitude S21 pour classer les niveaux d’urée en groupes tels que « faible », « intermédiaire » et « élevé »31. De plus, la sensibilité à la concentration du capteur peut être mesurée en traçant le changement de |S21| (Δ|S21|) face à la variation de la concentration d’urée (ΔC). La pente de cette relation linéaire, C = ΔS / ΔC, montre la sensibilité. Pour évaluer la robustesse des capteurs et la fiabilité des mesures, une étude de répétabilité a été réalisée avec 45 mesures par catégorie de concentration d’urée (faible : 150–250 mg/dL, intermédiaire : 251–350 mg/dL, élevée : 351–450 mg/dL) sur trois jours indépendants, totalisant 135 mesures. Le coefficient de variation variait de 0,67 % à 1,07 % dans toutes les catégories, indiquant une excellente répétabilité des mesures. L’incertitude de mesure a été quantifiée selon le cadre Guide to the Expression of Uncertainty in Measurement (GUM), combinant l’incertitude de type A (variation statistique due à des mesures répétées) avec les contributions de type B issues de l’étalonnage VNA (±0,05 dB), des fluctuations de température (±0,01 dB/°C) et des variations de positionnement de l’échantillon (±0,02 dB). L’incertitude élargie (k=2, intervalle de confiance à 95 %) variait de ±0,38 dB à ±0,56 dB, selon la catégorie de concentration. La sensibilité à la concentration, dérivée de la régression linéaire de Δ|S21| contre ΔC, a été calculé comme 1,42 × 10-4 par (mg/mol/cm3), avec un intervalle de confiance à 95 % de 1,35 × 10-4 à 1,49 × 10-4 par (mg/mol/cm 3) et un coefficient de détermination (R2) de 0,94. L’incertitude relative élargie de la sensibilité était de ±6,2 % (k = 2), confirmant que la sensibilité rapportée est statistiquement robuste et que le capteur démontre une performance reproductible adaptée aux applications au point de soins.
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Lors de la fabrication conçue et présentée à la Figure 1, la performance du capteur a d’abord été fabriquée, voir Figure 2, puis validée sans aucun échantillon. Les paramètres S mesurés ont montré une excellente concordance avec les résultats simulés, avec une résonance primaire à 1,22 GHz et S21 atteignant -27 dB, comme montré à la Figure 2. Les petites différences (<5 %) sont attribuées...
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Le protocole décrit le développement réussi d’un capteur micro-ondes optiquement contrôlé innovant, spécifiquement conçu pour la détection de l’urée dans l’urine humaine. Les aspects clés du protocole concernent la conception méticuleuse des bûches fractales de Hilbert afin d’optimiser la distribution du champ électromagnétique et d’assurer un placement cohérent des échantillons d’urine sur une lame en verre sur LDR afin de faciliter un couplage optique reproductible. Les résultats mette...
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Les auteurs n’ont aucun conflit d’intérêts à déclarer.
Les auteurs expriment leur sincère gratitude au Centre international de recherche appliquée et théorique (IATRC), à Bagdad, en Irak, pour la fourniture des installations de laboratoire et du soutien technique. Cette recherche n’a reçu aucune subvention spécifique de la part d’agences de financement des secteurs public, commercial ou à but non lucratif.
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| Nom | Entreprise | Numéro de catalogue | Commentaires |
|---|---|---|---|
| Studio Micro-ondes CST | Dassault Systè ; mes | 2023 | Simulation électromagnétique à ondes complètes |
| Multimètre numérique | Coup de chance | 87V | Pour la vérification de la résistance |
| Eau distillée | Fournisseur local | N/A | Pour la dilution et le nettoyage de l’échantillon |
| Bain de gravure | Générique | N/A | Température contrôlée, 50&°C ; C |
| Éthanol (70 %) | Merck | 100983 | Pour nettoyer les lames en verre |
| Chlorure ferrique (FeCl3) | Sigma-Aldrich | 157740 | Solution 0,5 M, agent de gravure |
| Stratifié FR4 revêtu de cuivre | Générique | N/A | Un seul côté, épaisseur de 1,6 mm, &epsilon ; r 4.3 |
| Lames en verre | Corning | 2947-75X25 | 75 mm et temps ; 25 mm et les multiplications ; 1 mm, pour le placement de l’échantillon |
| Plaque chauffante | Générique | N/A | Pour le développement et le durcissement |
| Source lumineuse | LED générique | N/A | LED blanche, température de couleur de 6000 K, intensité fixe de 1000 lux |
| Résistance dépendante de la lumière (LDR) | Générique (GL5528) | GL5528 | Résistance : 10 k&Omega ; (lumière), 1 M&Omega ; (sombre) ; Diamètre de 5 mm |
| MATLAB | MathWorks | R2023b | analyse de données et classification KNN ; Boîte à outils statistiques et apprentissage automatique |
| Kit de calibration mécanique | Agilent | 85052D | Ouverture, courte, charge, traversée (OSLT) pour la calibration à deux ports |
| Micropipette | Eppendorf | 3120000062 | 0,5&ndash ; 10 & micro ; Plage de volume L |
| Microsoft Excel | Microsoft | Bureau 365 | Enregistrement et analyse des données |
| Oscilloscope | Tektronix | TBS1052B | Pour la mesure de la tension de sortie du redresseur |
| Photomasque | Coutumes | N/A | Masque chromé haute résolution avec motif de capteur |
| Photo-résistance | MicroChem | SU-8 2000 | Photorésistance négative pour la photolithographie |
| Pointes de pipette | Eppendorf | 30015.119 | 0.01&ndash ; 10 & micro ; L, stérile |
| Contenants d’échantillons en polypropylène | Thermo Fisher | 342020-0030 | Contenants stériles de 30 mL |
| Circuit redresseur RF | Coutumes | N/A | à base de diodes Schottky ; convertit la tension RF en tension continue |
| Connecteur de lancement de bord femelle SMA | Amphenol RF | 132169 | 50 &Omega ;, pour la connexion microstrip |
| Urée (pour les pics) | Sigma-Aldrich | U5128 | Qualité pharmaceutique, &ge ; Pureté à 99,5 % |
| Système d’exposition UV | Karl Suss | MA6 | Temps d’exposition : 120 s |
| Analyseur de réseau vectoriel (VNA) | Agilent | Série PNA | Plage de fréquences : 0,1 & ndash ; 4 GHz, bande passante IF : 100 Hz, points de balayage : 1001 |
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