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Artigo de método

Construção de um sensor endoscopicamente implantável habilitado para sem fio para monitoramento de pH com receptor baseado em diodo schottky de viés zero

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DOI:

10.3791/62864

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27 de agosto de 2021

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1Department of Medical Biophysics and Medical Informatics, Third Faculty of Medicine, Charles University, 2Department of General Surgery, Third Faculty of Medicine, Charles University, University Hospital Královské Vinohrady, 3Department of Internal Medicine, Third Faculty of Medicine, Charles University, University Hospital Královské Vinohrady

Neste artigo

Resumo

O manuscrito apresenta um sensor de pH implantável em miniatura com saída sem fio modulada ASK, juntamente com um circuito receptor totalmente passivo baseado em diodos schottky de viés zero. Esta solução pode ser utilizada como base no desenvolvimento de dispositivos de terapia de eletroestimulação calibrada in vivo e para monitoramento ambulatorial de pH.

Resumo

O monitoramento ambulatorial do refluxo patológico é uma oportunidade de observar a relação entre sintomas e exposição do esôfago ao refluxo ácido ou não ácido. Este artigo descreve um método para o desenvolvimento, fabricação e implantação de um sensor de pH habilitado para sem fio em miniatura. O sensor foi projetado para ser implantado endoscopicamente com um único clipe hemostático. Um receptor totalmente passivo baseado em rectenna baseado em um diodo schottky de viés zero também é construído e testado. Para construir o dispositivo, foram utilizados uma placa de circuito impressa em duas camadas e componentes fora da prateleira. Um microcontrolador em miniatura com periféricos analógicos integrados é usado como uma extremidade frontal analógica para o sensor de transistor de efeito de campo sensível a íons (ISFET) e para gerar um sinal digital que é transmitido com um chip transmissor de chave de mudança de amplitude. O dispositivo é alimentado por duas células alcalinas primárias. O dispositivo implantável tem um volume total de 0,6 cm3 e um peso de 1,2 gramas, e seu desempenho foi verificado em um modelo ex vivo (esôfago suíno e estômago). Em seguida, um receptor passivo de pequena pegada à base de rectenna que pode ser facilmente integrado a um receptor externo ou ao neuroestimulador implantável, foi construído e comprovado a receber o sinal RF do implante quando próximo (20 cm) a ele. O pequeno tamanho do sensor fornece monitoramento contínuo de pH com obstrução mínima do esôfago. O sensor pode ser usado na prática clínica de rotina para monitoramento de pH esofágico de 24/96 h sem a necessidade de inserir um cateter nasal. A natureza "de potência zero" do receptor também permite o uso do sensor para calibração in vivo automática de dispositivos de neuroestimulação de esfíncter esofágico inferior em miniatura. Um controle ativo baseado em sensores permite o desenvolvimento de algoritmos avançados para minimizar a energia usada para alcançar um resultado clínico desejável. Um dos exemplos de tal algoritmo seria um sistema de loop fechado para a terapia de neuroestimulação sob demanda da doença do refluxo gastroesofágico (DRD).

Introdução

O Consenso de Montreal define a doença do refluxo gastroesofágico (DRD) como "uma condição que se desenvolve ao refluxo o conteúdo do estômago causa sintomas e/ou complicações desagradáveis". Pode estar associado a outras complicações específicas, como restrições esofágicas, esôfago de Barrett ou adenocarcinoma esofágico. O GERD afeta aproximadamente 20% da população adulta, principalmente em países com alto status econômico1.

O monitoramento ambulatorial do refluxo patológico (tempo de exposição ácida superior a 6%) permite distinguir a relação entre sintomas e refluxo gastroesofágico ácido ou não ácido2,3. Em pacientes sem resposta à terapia do PPI (inibidor da bomba de prótons), o monitoramento do pH pode responder se é refluxo gastroesofágico patológico e por que o paciente não responde à terapia padrão do PPI. Várias opções de monitoramento de pH e impedância são oferecidas atualmente. Uma das novas possibilidades é o monitoramento sem fio usando dispositivos implantáveis4,5.

O GERD está associado à menor desordem esfíncter esofágico (LES), onde as contrações mostradas durante a manometria esofágica não são patológicas, mas têm uma amplitude reduzida no GERD de longo prazo. Les consiste em músculo liso e mantém contrações tônicas devido a fatores miogênicos e neurogênicos. Ele relaxa devido à inibição mediada por vagal envolvendo óxido nítrico como neurotransmissor6.

A estimulação elétrica com dois pares de eletrodos foi comprovadamente aumentando o tempo de contração do LES em um modelo de refluxo canino7. O relaxamento do LES, incluindo a pressão residual durante a deglutição, não foi afetado pela estimulação de baixa e alta frequência. A estimulação de alta frequência é uma escolha óbvia porque requer menos energia e prolonga a vida útil da bateria.

Embora o tratamento de eletroestimulação (ET) do esfíncter esofágico inferior seja um conceito relativamente novo no tratamento de pacientes com DDM, esta terapia mostrou-se segura e eficaz. Esta forma de tratamento tem sido demonstrada para proporcionar um alívio significativo e duradouro dos sintomas do GERD, eliminando a necessidade de tratamento do PPI e reduzindo a exposição ao ácido esofágico 8,9,10.

O atual sensor de pH de última geração para diagnóstico de GERD é o dispositivo Bravo11,12. Com um volume estimado de 1,7 cm3, pode ser implantado diretamente no esôfago com ou sem feedback endoscópico visual e fornece monitoramento de 24 h+ de pH no esôfago.

Considerando que a eletroestimulação é uma das alternativas mais promissoras para o tratamento do GERD não responder à terapia padrão8,13, faz sentido fornecer os dados do sensor de pH para o neuroestimulador. As pesquisas recentes mostram um caminho claro para o desenvolvimento futuro neste campo que levará a dispositivos implantáveis rígidos, que residirão no local da neuroestimulação14,15. Para isso, o ISFET (transistor sensível ao efeito de campo) é um dos melhores tipos de sensores devido à sua natureza em miniatura, à possibilidade de integração on-chip de um eletrodo de referência (ouro neste caso) e sensibilidade suficientemente alta. No silício, o ISFET se assemelha à estrutura de um MOSFET padrão (Transistor de Efeito de Campo semicondutor de óxido de metal). No entanto, o portão, normalmente conectado a um terminal elétrico, é substituído por uma camada de material ativo em contato direto com o ambiente circundante. No caso de ISFETs sensíveis ao pH, esta camada é formada por nitreto de silício (Si3N4)16.

A principal desvantagem dos dispositivos implantáveis endoscopicamente é a limitação inerente do tamanho da bateria, o que pode levar a uma vida útil reduzida desses dispositivos ou motivar os fabricantes a desenvolver algoritmos avançados que fornecerão o efeito necessário a um custo de energia menor. Um dos exemplos de tal algoritmo seria um sistema de loop fechado para a terapia de neuroestimulação sob demanda do GERD. Semelhante aos medidores de glicose contínua (CGM) + sistemas de bomba de insulina17, tal sistema empregaria um sensor de pH esofágico ou outro sensor para detectar a pressão atual do esfíncter esofágico inferior juntamente com uma unidade de neuroestimulação.

A resposta à terapia de neuroestimulação e os requisitos para padrões de neuroestimulação podem ser individuais13. Assim, é importante desenvolver sensores independentes que possam ser utilizados tanto para diagnóstico quanto para caracterização da disfunção ou para participar ativamente na calibração do sistema de neuroestimulação de acordo com as exigências individuais dos pacientes18. Esses sensores devem ser tão pequenos quanto possível para não afetar a funcionalidade normal do órgão.

Este manuscrito descreve um método de design e fabricação de um sensor de pH baseado em ISFET com transmissor de chaveamento de amplitude (ASK) e um receptor passivo de rectenna de pequena pegada. Com base na arquitetura simples da solução, os dados de pH podem ser recebidos por um receptor externo ou até mesmo pelo neuroestimulador implantável sem qualquer volume significativo ou penalidade de potência. A modulação ASK é escolhida devido à natureza do receptor passivo, que só é capaz de detectar a potência de sinal RF recebida (muitas vezes chamada de "força de sinal recebida"). O diagrama esquemático, que é incorporado como material suplementar, mostra a construção do dispositivo. É alimentado diretamente a partir de duas baterias alcalinas AG1, que fornecem uma tensão entre 2.0-3.0 V (com base no estado de carga). As baterias alimentam o microcontrolador interno, que utiliza seu ADC (conversor analógico-digital), DAC (conversor digital-analógico), amplificador de operação interna e periféricos FVR (referência de tensão fixa) para viés do sensor ISFET pH. A tensão "portão" resultante (o eletrodo de referência de ouro) é proporcional ao pH do ambiente circundante. Uma corrente de Ids estável é fornecida por um resistor de sensoriamento R2 de lado baixo. A fonte do sensor ISFET está conectada à entrada não invertida do amplificador operacional, enquanto a entrada invertida está conectada à tensão de saída do módulo DAC definido para 960 mV. A saída do amplificador operacional está conectada ao pino de drenagem do ISFET. Este amplificador operacional regula a tensão de drenagem para que a diferença de tensão no resistor R2 seja sempre de 960 mV; assim, uma corrente de viés constante de 29 μA flui através do ISFET (quando em operação normal). A tensão do portão é então medida com um ADC. O microcontrolador então alimenta o transmissor RF através de um dos pinos GPIO (entrada/saída de propósito geral) e transmite a sequência. O circuito de transmissor RF envolve uma rede de cristal e correspondência que corresponde à saída a 50 Ω impedância.

Para os experimentos demonstrados aqui, usamos um estômago de porco com uma longa seção do esôfago montada em um modelo de plástico padronizado. Este é um modelo comumente utilizado para a prática de técnicas endoscópicas como ESD (dissecção submucosal endoscópica), POEMA (motomia endoscópica oral), ressecção mucosa endoscópica (EMR), hemostasia, etc. Quanto aos parâmetros anatômicos mais próximos possíveis que se aproximam dos órgãos humanos, utilizamos o estômago e o esôfago de porcos pesando 40-50 kg.

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Protocolo

Nenhum animal vivo participou deste estudo. O experimento foi realizado em um modelo ex vivo composto por um esôfago suíno e estômago. O estômago e o esôfago foram comprados de uma carnificina local como seu produto padrão. Este procedimento está de acordo com as leis tchecas, e preferimos isso devido ao princípio "3R" (Substituição, Redução e Refinamento).

1. Fabricação do conjunto do sensor de pH

NOTA: Observe as precauções para o manuseio de componentes sensíveis de descarga eletrostática (ESD) durante toda a fabricação do conjunto do sensor de pH. Tenha cuidado ao trabalhar com o ferro de solda.

  1. Coloque o sensor de pH ISFET montado em uma placa de circuito impresso (PCB) em uma superfície plana. Localize os contatos soldáveis.
  2. Corte os contatos soldáveis, de modo que seu comprimento não seja mais do que 3 mm.
  3. Soldar uma seção de 15 mm de cabo revestido de etileno fluorado (FEP) para os eletrodos soldáveis do sensor pH. Não limpe mecanicamente ou quimicamente o conjunto de dado nu. Tente evitar a contaminação do dado e pcb com fluxo durante a solda.
  4. Inspecione o conjunto de sensores-cabo de pH sob um microscópio para circuitos abertos e shorts. Em seguida, verifique os shorts com um testador curto aberto. Uma montagem preparada corretamente nesta fase é mostrada na Figura 1.
  5. Limpe o conjunto do sensor de pH em um limpador ultrassônico por 5 min a 70 °C em uma solução de 5% de removedor de fluxo na água. A faixa ideal de energia de ultrassom é de 50-100 W/l. Não exceda 100 W/l.
  6. Enxágüe o conjunto do sensor de pH em álcool isopropílico de grau técnico por pelo menos 3 minutos e deixe secar em forno a 80 °C por 15 min.
  7. Coloque todos os sensores de pH em uma superfície plana (no caso de múltiplos serem preparados simultaneamente) antes de prosseguir para a próxima etapa.
  8. Misture uma quantidade apropriada de epóxi de duas partes para encapsulamento dos eletrodos soldados. Use um mínimo de 2 mL para permitir uma mistura completa. Use epóxi opaco preto para permitir inspeção posteriormente- partes do sensor expostas ao ambiente serão vistas mais facilmente, pois não terão epóxi opaco sobre eles
  9. Transfira o epóxi misto para uma seringa de 1 mL com uma agulha de extremidade plana de 0,5 mm.
  10. Cubra a área de solda dos sensores de pH com epóxi. Certifique-se de revestir toda a área dos eletrodos PCB e o fio exposto.
  11. Deixe a cura epóxi na temperatura ambiente ou elevada (80 °C no máximo), para este estudo foi utilizado 50 °C com o epóxi listado na Tabela de Materiais.
  12. Inspecione a área revestida sob um microscópio. Se alguma peça metálica não revestida (eletrodo ou fio PCB) for exposta, repita as etapas 1.8-1.11 até que não haja sinais visuais de metal não revestido.
  13. Corte os fios ao comprimento e ângulo mostrados na Figura 2. Cubra as extremidades com solda para evitar a desgastação.

2. Fabricação do conjunto eletrônico

NOTA: Observe as precauções para o manuseio de componentes sensíveis ao ESD durante toda a fabricação da eletrônica. Tenha cuidado ao trabalhar com o ferro de solda e a arma de ar quente.

  1. Coloque o PCB (fabricado com base nos arquivos suplementares "pcb1.zip" e diagrama esquemático "esquema.png") em uma superfície plana, componentes lado para cima.
  2. Aplique pasta de solda em todas as almofadas banhadas a ouro expostas.
  3. Coloque todos os componentes passivos e ativos usando pinças de acordo com a Figura 3 e a Tabela de Materiais.
  4. Aqueça o PCB com a pistola de ar quente para soldar os componentes. Aqueça gradualmente o PCB a 150 °C por 2 minutos para expulsar água residual das embalagens e ativar o fluxo na pasta da solda. Em seguida, aqueça o PCB a 260 °C para soldar os componentes. Deixe o PCB esfriar até a temperatura ambiente, não mova durante todo o processo de solda.
  5. Depois de soldar e esfriar até a temperatura ambiente, inspecione o PCB sob um microscópio para verificar a colocação correta de todos os componentes e shorts. Se não for observada a colocação de shorts ou componentes incorretos, pule a etapa 2.6.
  6. Repare qualquer bermuda ou colocação incorreta de componentes com uma arma de solda ou uma arma de ar quente. Vá para o passo 2.5.
  7. Soldar 5 fios para os componentes (cabos de alimentação e programação) como mostrado na Figura 4.
  8. Para conectar o PCB ao programador, conecte os fios soldados na etapa 2.7. ao conector do programador.
  9. Firmware do programa (consulte Resultados Representativos para uma explicação detalhada de qual arquivo usar) para o microcontrolador. Use o procedimento descrito anteriormente para configurar o software de programação19. Defina o programador para alimentar o dispositivo com uma tensão de aproximadamente 2,5 V. Desavendeiro os 5 fios após a programação.
  10. Coloque o PCB em uma superfície plana, lado do componente para cima. Soldar o fio da antena de cobre AWG38 (comprimento de 3 cm) como mostrado na Figura 5 e envolvê-lo ao redor da borda do PCB. Fixar o fio da antena na borda do PCB com um adesivo de cianoacrilato. Solde os outros dois jumpers de arame com fio de cobre SWG38, como mostrado na Figura 5. Evite contato elétrico com outros componentes.
  11. Coloque o PCB em uma superfície plana, lado do componente para baixo.
  12. Soldar dois suportes de bateria para a parte oposta do PCB, como mostrado na Figura 6.
  13. Soldar o conjunto do sensor de pH para os terminais do PCB, como mostrado na Figura 7.
  14. Insira duas pilhas AG1 nos suportes da bateria.
    NOTA: Não prossiga com esta etapa e os próximos passos nesta seção antes de 24 horas antes do teste e implantação endoscópica do sensor.
  15. Prepare uma quantidade apropriada de epóxi conforme descrito na etapa 1.8. para encapsulamento do dispositivo.
  16. Encapsular o dispositivo com o epóxi usando o mesmo procedimento descrito na etapa 1.9 (seringa com agulha). Deixe a cura epóxi à temperatura ambiente ou ligeiramente elevada (não exceda 50 °C por causa da presença de baterias). Consulte a Figura 8 para obter os resultados corretos do encapsulamento.
  17. Crie um gancho de arame de titânio de acordo com a Figura 9.
    NOTA: O titânio (Grau II) foi escolhido devido à sua biocompatibilidade e histórico de uso em dispositivos médicos implantáveis. O aço inoxidável também pode ser usado. No entanto, o tipo e o tratamento térmico devem ser escolhidos cuidadosamente, pois alguns tipos de aço inoxidável são muito frágeis.
  18. Conecte o gancho de arame ao dispositivo com uma gota de epóxi de cura rápida (ver Figura 10) e deixe curar à temperatura ambiente ou ligeiramente elevada (máxima de 50 °C). O sensor de pH está localizado no lado inferior esquerdo do dispositivo implantável.
  19. O sensor fica ativado 24 horas após a inserção das baterias. Enquanto isso, prossiga com o passo 3.
    NOTA: Pausa o protocolo agora se a conclusão da etapa 3 dentro de 24 horas após a inserção das baterias for possível.

3. Fabricação do receptor passivo de rectenna

  1. Coloque o PCB (fabricado com base no arquivo suplementar "pcb2.zip"). para a rectenna em uma superfície plana.
  2. Soldar os componentes usando o método de pasta de solda descrito nas etapas 2.2-2.6 ou usar uma arma de solda de acordo com a Figura 11A.
    NOTA: Se o experimentador decidir fabricar o receptor de rectenna novamente (foi fabricado e combinado anteriormente) ou não quiser prosseguir com a correspondência do receptor, use os valores dos componentes previamente determinados pelo experimentador ou fornecidos na Figura 11B e pule as etapas 3.5-3.7.
  3. Soldar o conector SMA para o PCB.
  4. Inspecione o PCB sob um microscópio. Se for observada alguma bermuda ou colocação incorreta do componente, corrija os problemas.
  5. Conecte uma entrada do analisador de rede vetorial ao conector SMA.
  6. Registo o gráfico S11 Smith da rectenna de 300-500 MHz com largura de banda de resolução de 1 kHz. Observe a resposta e regise a impedância em 431,7 MHz. Use um software calculador correspondente de impedância para determinar os valores dos componentes correspondentes. A amostra do gráfico de Smith é mostrada na Figura 12A.
  7. Soldar os componentes correspondentes de impedância e inspecionar sob um microscópio para curtos-circuitos e colocação de componentes.
  8. Meça novamente com analisador de espectro e confirme que a razão de onda permanente de tensão (VSWR) está abaixo de 3 entre 300-500 MHz (dentro do círculo ciano externo mostrado na Figura 12B). Se não, repita com diferentes componentes correspondentes ou continue com o desempenho reduzido da rectenna em mente.
  9. Conecte a antena de banda de 433 MHz ao conector SMA. Conecte um osciloscópio à saída de retenna.
  10. Defina o osciloscópio para operação de canal único, base de tempo de rolamento, modo DC, base de tempo de 500 ms/div e escala de tensão de 5 mV/div.

4. Teste do dispositivo

NOTA: As seguintes etapas requerem o uso de produtos químicos. Estude as folhas de dados de segurança do material dos produtos químicos com antecedência e use equipamentos de proteção adequados e práticas comuns de laboratório ao manipulá-los.

  1. Inspecione a saída do sensor observando o sinal mostrado no osciloscópio. A saída da amostra é mostrada na Figura 13,14. O dispositivo estará ativo após 24 horas após a inserção das baterias. O período de transmissão da saída do sensor de pH varia dependendo do arquivo que foi programado para o microcontrolador (ver Resultados Representativos para uma explicação detalhada).
  2. Prepare 2% solução de ácido clorídrico (tenha cuidado ao manusear ácido clorídrico). Preparem soluções tampão de 100 mM de pH 4 (ftalato de hidrogênio de potássio/ácido clorídrico), pH 7 (fosfato de dihidrogênio de potássio/hidróxido de sódio) e pH 10 (carbonato de carbono de sódio/carbonato de hidrogênio de sódio) usando procedimentos laboratoriais padrão e marcam os béquers.
  3. Verifique o pH de todos os quatro béquers usando um medidor de pH calibrado. Ajuste se necessário.
  4. Submergir a cápsula em cada béquer e registrar pelo menos 3 amostras. Meça o período entre o segundo e o terceiro pulso e preencha-o na planilha fornecida (Arquivo Suplementar 1). Determine os coeficientes de calibração para o sensor de pH usando a planilha.
  5. Após a calibração, meça o tempo entre o segundo e o terceiro pulso e insira-o na planilha para determinar o pH da solução à qual o sensor de pH está exposto.

5. Implantação endoscópica do sensor

  1. Prepare um modelo de porco endoscópico ex vivo composto pelo estômago e um longo segmento do esôfago.
  2. Segure o sensor externamente com um clipe hemostático, como mostrado nas Figuras 15 e Figura 16.
  3. Insira o endoscópio com o sensor no clipe da maneira padrão no modelo.
  4. Posicione o clipe com o sensor perto do esfíncter esofágico inferior.
  5. Gire o endoscópio contra a parede do esôfago, abra o clipe e empurre em direção à parede do esôfago. Feche o clipe e solte o clipe. O sensor permanecerá ligado à parede esofágica no local desejado, como mostrado na Figura 17D e Figura 17E.
  6. Extrair o endoscópio.

6. Experimento após implantação

NOTA: As seguintes etapas requerem o uso de produtos químicos. Estude as folhas de dados de segurança do material dos produtos químicos com antecedência e use equipamentos de proteção adequados e práticas comuns de laboratório ao manipulá-los.

  1. Coloque o receptor dentro de 10 cm (máximo) do sensor implantado.
  2. Injete 50 mL das soluções com vários valores de pH no esôfago, como mostrado na Figura 18, e observe as mudanças na resposta do sensor. Retraia o endoscópio após cada injeção e leia o valor não antes de 30 s após a injeção. Lave o esôfago com 100 mL de água deionizada entre soluções de injeção com pH diferente.
  3. Use a planilha (Arquivo Suplementar 1) para calcular o pH medido pelo sensor.

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Resultados

Um dispositivo capaz de sensoriamento de pH autônomo e transmissão sem fio do valor do pH foi construído com sucesso, como mostrado na Figura 8. O dispositivo construído é um modelo em miniatura; pesa 1,2 g e tem um volume de 0,6 cm3. As dimensões aproximadas são 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Como mostrado na Figura 15, Figura 16 e Figura 17, pode ser implantado à proximidade do e...

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Discussão

Este método é adequado para pesquisadores que trabalham no desenvolvimento de novos dispositivos médicos implantáveis ativos. Requer um nível de proficiência na fabricação de protótipos eletrônicos com componentes de montagem de superfície. As etapas críticas do protocolo estão relacionadas à fabricação dos eletrônicos, especialmente a preenchimento dos PCBs, que é propenso a erros do operador na colocação e soldagem de pequenos componentes. Então, o encapsulamento correto é crucial para prolongar a vida útil do disposit...

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Divulgações

Os autores não têm nada a declarar.

Agradecimentos

Os autores reconhecem com gratidão a Universidade Charles (projeto GA UK No 176119) por apoiar este estudo. Este trabalho foi apoiado pelo programa de pesquisa da Universidade Charles PROGRES Q 28 (Oncologia).

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Materiais

Lista de materiais utilizados neste artigo
NomeEmpresaNúmero de catálogoComentários
Bateria AG1PanasonicSR621SWDuas baterias por um implante
Suporte de bateriaMYOUNGMY-521-01
Fio de esmalte de cobre para a antenapro-POWERQSE Fio - 0,15 mm de diâmetro, 38 SWG
Epóxi para encapsulamentoLoctiteEA M-31 CLCabo epóxi FEP compatível com ISO10993 de grau médico de duas partes
para sensor depHMolex / Temp-Flex100057-0273
Limpador de fluxoShestoUTFLLU05Prepare a solução a 5% em água deionizada para limpeza por sonicação
Clipe hemostáticoResolução científica de Boston
Pistola de ar quente + ferro de soldaW.E.P.Modelo 706Qualquer ferro de solda capaz de soldar com estanho e pistola de ar quente capaz de manter 260 ° C pode ser usado
Software de correspondência de impedânciaSoftware Iowa HillsSmith ChartPode ser baixado do http://www.iowahills.com/9SmithChartPage.html - alternativamente, qualquer software de design de RF suporta o cálculo de componentes de correspondência de impedância
Sensor de pH ISFET em uma placa de circuito impressoWinSenseWIPSEncomende um modelo pré-montado em uma placa de circuito impresso com eletrodo de referência de ouro no chip
Medidor de pH de laboratórioHanna InstrumentsHI2210-02Usado com sonda de vidro HI1131B
Programador MicrocontorllerMicrochipPICkit 3Outros programadores compatíveis com PIC16 também podem ser usados
Estômago de porco com esôfagoFazenda de porcos localObtido de aprox. 40– Porco de 50 kgÉ importante que o estômago inclua todo o comprimento do esôfago.
Placa de circuito impresso - receptorEscolha o fornecedor de PCB preferidoDe acordo com os dados pcb2.zipUma camada, 0,8 mm de espessura, FR4, sem máscara
Placa de circuito impresso - sensorEscolha o fornecedor de PCB preferidoDe acordo com os dados pcb1.zipDuas camadas com PTH, 0,6 mm de espessura, FR4, 2x máscara
Receptor - 0RVishayCRCW04020000Z0EDCVeja a Figura 12 e a Figura 13 para colocação
Receptor - 1,5 pFMurataGRM0225C1C1R5CA03LConsulte a Figura 12 e a Figura 13 para posicionamento
Receptor - 100 pFMurataGRM0225C1E101JA02LConsulte a Figura 12 e a Figura 13 para posicionamento
Receptor - 33 nHPulse ElectronicsPE-0402CL330JTTConsulte a Figura 12 e a Figura 13 para posicionamento
Receptor - diodos schottky de RFMACOMMA4E2200B1-287TConsulte a Figura 12 e a Figura 13 para colocação
Receptor - Antena SMALPRSANT-433MS
Receptor - Conector SMALinx TechnologiesCONSMA001Veja a Figura 12 e a Figura 13 para colocação
Sensor - C1MurataGRM0225C1H8R0DA03Lcapacitor de 8 pF 0402
Sensor - C2MurataGRM0225C1H8R0DA03Lcapacitor de 8 pF 0402
Sensor - C3MurataGCM155R71H102KA37D1 nF 0402 capacitor
Sensor - C4MurataGRM0225C1H1R8BA03L1.8 pF
Sensor - C5VishayCRCW04020000Z0EDCPlace 0R 0402 resistor ou use para combinar com a antena
Sensor - C6MurataGRM155C81C105KE11J1 uF 0402 capacitor
Sensor - C7MurataGRM155C81C105KE11J1 uF 0402 capacitor
Sensor - C8MurataGRM022R61A104ME01Lcapacitor 100 nF 0402
Sensor - IC1MicrochipMICRF113YM6-TRMICRF113 transmissor RF
Sensor - IC2MicrochipPIC16LF1704-I/MLPIC16LF1704 microcontrolador de baixa potência
Sensor - R1VishayCRCW040210K0FKEDC10 kOhm 0402 resistor
Sensor - R2VishayCRCW040233K0FKEDC33 kOhm 0402 resistor
Sensor - R3VishayCRCW04021K00FKEDC1 kOhm 0402 resistor
Sensor - R5VishayCRCW040210K0FKEDC10 kOhm 0402 resistor
Sensor - X1ABRACONABM8W-13.4916MHZ-8-J2Z-T33,2 x 2,5 mm 13,4916 MHz 8 pF cristal
Fio de titânioSigma-AldrichGF368464340,125 mm fio de titânio
Analisador de rede vetorialmini RADIO SOLUTIONSminiVNA TinyOutros analisadores de rede vetorial podem ser usados - a frequência de operação necessária é 300– 500 MHz, largura de banda de resolução igual ou inferior a 1 MHz, potência de saída não superior a 0 dBm e faixa dinâmica preferencialmente melhor que 60 dB para o front-end receptor

Referências

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