In this section the proposed glucose monitoring sensor is presented along with the schematics, design approach, featured parameters, characteristics, analysis, and various accomplished experiments for glucose concentration measurement in different conditions as well as an intense discussion including analysis of different parameters effects on the measurement.,
Conception du capteur à résonateur sans étiquette
La figure 2 présente la vue en perspective des concentrations de champ du capteur à micro-ondes sans puce pour les applications de détection du glucose. Le capteur est une trace de cuivre en forme d’anneau conçu pour fonctionner autour de 4 GHz, comme le montre la Fig. 2., Cette fréquence est choisie parce qu’il existe une différence considérable entre l’eau, en tant que matériau principal dans le liquide interstitiel, et la permittivité de la solution de glucose saturée alors que leurs facteurs de perte sont encore faibles, et donc la mesure à cette fréquence entraînera un décalage de fréquence significatif et donc la sensibilité du dispositif 46. De plus, étant donné que le facteur de perte à cette fréquence est encore faible pour l’eau, le facteur de qualité du résonateur restera élevé, ce qui est très important pour les mesures de haute précision., Puisque le capteur est construit de deux résonateurs, il y a deux pics et encoches dans le spectre. Dans cette mesure, seule l’encoche liée à l’étiquette sera prise en compte. Comme indiqué dans la Fig. 2, le capteur envisage les variations du milieu introduit à l’étiquette qui est la peau et son dessous, y compris le liquide interstitiel et le sang en fonction de l’emplacement de montage du capteur. Les variations de la permittivité des matériaux dans les régions soumises à des champs de concentration plus élevés contribuent davantage au décalage de fréquence. Pour quantifier ce fait, à la Fig., 2, un MUT avec différentes couches empilées au-dessus du capteur est présenté. Toutes les couches ont la même permittivité diélectrique de 1 et la même épaisseur de 1 mm et seule la permittivité de l’une d’entre elles est changée en 2 à chaque étape. Résultats illustrés à la Fig. 2c vérifie nos justifications. Sur la base de cette observation, il semble que les variations de concentration de glucose dans l’ISF aient beaucoup plus d’impact sur le décalage de fréquence du capteur que ses variations dans le sang. Par conséquent, dans les sous-sections suivantes, seuls les fluides et les composants de ISF sont modélisés.,
Mécanisme de détection
Dans cette partie, différents paramètres utilisés comme sorties ou mécanismes de détection du capteur présenté pour la surveillance de la glycémie sont décrits. En outre, des simulations et des analyses à haute fréquence seront fournies pour vérifier la suprématie des performances du capteur proposé.,
Variation de fréquence
La fréquence de résonance des résonateurs à anneau divisé micro-ondes (fr) est une fonction de la permittivité efficace inverse (er,eff) de l’environnement du résonateur47 qui est généralement une fonction inconnue de la permittivité diélectrique du substrat et de la permittivité de la configuration expérimentale et du MUT.
Lorsque MUT est introduit dans un résonateur, la permittivité effective globale du système est modifiée et donc la fréquence de résonance du résonateur., Ce décalage de la fréquence de résonance est donc une mesure permettant de déterminer le matériau introduit pour un volume constant. La mesure du décalage de fréquence est un paramètre robuste contre le bruit additif et est également facile à mesurer. Les circuits de lecture ont été développés avec des limites de détection de l’ordre de 100 ppb (parties par milliard) facilement, ce qui rend la mesure de décalage de fréquence haute résolution à la fois précise et droite48.
Variation d’amplitude
Une autre sortie du résonateur micro-ondes qui pourrait être inestimable pour obtenir un aperçu de MUT est la variation d’amplitude., La variation d’amplitude est principalement due aux variations de conductivité de MUT49. Cela se produit généralement lorsque la concentration d’électrolytes change à l’intérieur de l’ISF. Étant donné que le spectre de conductivité des matériaux diffère en tendance (sinon complètement orthogonal) de leur permittivité, l’étude des variations d’amplitude pourrait être très utile.
Analyse de sensibilité
Considérant le décalage de fréquence comme paramètre de sortie principal pour le capteur, la sensibilité pourrait être définie comme le décalage de fréquence par rapport aux variations de permittivité de MUT pour un certain volume., Étant donné que chaque recherche utilise un volume et une forme de récipient arbitraires, pour avoir une compréhension significative de l’amélioration de la sensibilité du capteur proposé, une comparaison entre les résonateurs micro-ondes traditionnels et le capteur introduit par le courant conçu à la même fréquence est présentée ici. Comme illustré dans la Fig. 3, un matériau superficiel avec un volume et une forme spécifiques couvrant toute la surface des deux résonateurs avec er = 4 est présenté comme MUT. Le décalage de fréquence résultant de la variation relative de permittivité à 10 pour le capteur proposé est de 700 MHz qui est plus de 3.,5 fois plus élevé que le décalage de fréquence pour le résonateur traditionnel. La sensibilité limitée du résonateur traditionnel est le résultat de champs électromagnétiques confinés entre le résonateur et son plan de masse (voir Fig. 2a). Dans les résonateurs traditionnels, en raison de ce phénomène, le substrat a un rôle plus important dans la définition de la fréquence de résonance plutôt que MUT. En raison de la suppression du substrat pour l’étiquette dans le travail présenté, le paramètre variable principal définissant la fréquence de résonance de l’étiquette est la permittivité MUT., Pour étudier ce concept, une autre simulation a été réalisée pour les résonateurs conventionnels et présentés. Comme représenté dans la Fig. 4, la permittivité différente de substrat a été employée avec la permittivité différente pour le MUT pour les capteurs traditionnels et proposés. On a pu voir que, pour les capteurs à résonateur traditionnels, la permittivité du substrat est le paramètre dominant dans la détermination de la fréquence de résonance de la structure alors que l’impact des variations de permittivité du substrat sur le capteur proposé est très faible et même négligeable., Pour le reste de cet article, nous définissons la sensibilité comme la variation de fréquence résultant d’un changement de concentration de glucose de 1 mM/l pour une configuration d’essai spécifique.
Sensibilité à la comparaison entre le capteur et le traditionnel four à micro-ondes résonateur capteurs. a) Configuration proposée pour l & apos; essai de sensibilité du capteur avec un matériau superficiel dont la permittivité relative est comprise entre 1 (résonateur nu) et 10. (b) Capteur traditionnel de résonateur de micro-onde avec le même volume et la même permittivité., (c) et (d) Le spectre des deux configurations des sections (a) et (b) respectivement ainsi que leurs spectres résultants des variations de permittivité relative de MUT de er = 1 à er = 10. On peut voir que le décalage de fréquence lié au capteur proposé est de 700 MHz (c) par rapport à 200 MHz pour le capteur traditionnel (d) dans la même condition.,
la Comparaison entre l’impact de substrat dans la détermination de la fréquence de résonance de la tradition et de la proposition de capteurs. Permittivité du décalage de fréquence par rapport à la permittivité MUT pour différentes valeurs de permittivité pour le substrat pour (a) les capteurs traditionnels, (b) les capteurs proposés; on a pu voir que l’effet de la permittivité du substrat dans les capteurs à résonateur traditionnels est dominant alors que son impact est négligeable pour le capteur proposé., C’est la raison de la plus grande sensibilité obtenue de cette conception par rapport aux capteurs traditionnels.
Lointaine d’analyse de mesures
une Autre caractéristique notable du travail présenté est le lointain des fonctions de détection. Cette caractéristique est particulièrement importante pour les applications électroniques portables. En plus de la capacité d’intégrer le lecteur dans une montre intelligente, un téléphone ou un gadget, cette caractéristique remarquable apporte de nouveaux avantages primordiaux tels que la consommation d’énergie nulle, un coût extrêmement faible et une petite taille pour l’étiquette de détection., Pour mieux comprendre cette caractéristique, une autre simulation a été réalisée en plaçant MUT avec une permittivité relative spécifique au-dessus de l’étiquette et en augmentant la distance entre le lecteur et l’étiquette. Il pourrait être vu dans la Fig. 5 cette balise continue à communiquer avec le lecteur pendant près de 11 mm avec une puissance absolument nulle, ce qui est tout à fait suffisant pour notre application.,
(a) Simulation de l’installation pour la caractérisation de la mesure de la distance du capteur proposé (l’image est obtenue à partir de HFSS). b) Définition du rapport encoche / plancher du signal (NSFR) pour la simulation présentée. c) NSFR du signal par rapport à la distance du capteur par rapport au lecteur.,
Expériences
Diverses mesures ont été effectuées pour vérifier les performances du capteur de mesure du glucose non invasif proposé. Tout d’abord, la mesure de la concentration de glucose dans l’eau désionisée (DI) est effectuée. Pour étudier la cohérence et la stabilité du capteur ainsi que la configuration, un test de retour à zéro est effectué avec des concentrations de glucose aussi élevées que 200 mM/l (Fig. 6)., Bien que cette valeur soit irréaliste, elle fournira un aperçu inestimable grâce à la cohérence des performances du capteur en introduisant de l’eau DI avec une concentration de glucose nulle et de l’eau DI avec une concentration de glucose de 200 mM/l alternativement au capteur. La figure 6d illustre l’amplitude de l’encoche de fréquence de résonance de la réponse S21 du capteur. On peut voir que la réponse du capteur est à la fois stable et reproductible. En outre, une caractéristique de sensibilité élevée du capteur est perceptible., Au meilleur de notre connaissance, la sensibilité obtenue de ce travail, 60 kHz/1 mM/l de concentration de glucose qui est supérieure aux meilleurs résultats rapportés dans la littérature indépendamment de la forme et du volume de MUT. Cela signifie que la réponse du capteur est moins sensible aux bruits environnementaux que ses homologues conventionnels.
(a) S21 expérimentale de la réponse du capteur pour le cas extrême de l’introduction d’échantillons avec 0 mM/l et 200 mM/l de la concentration de glucose fo le capteur., b) Décalage de fréquence par rapport à la concentration de glucose dans le cas extrême de concentration de glucose de 0 et 200 mM/l dans l’eau DI. On peut voir que la réponse du capteur est très cohérente et reproductible. c) Décalage d & apos; amplitude par rapport à la concentration de glucose dans le cas extrême de concentration de glucose de 0 et 200 mM/l dans l & apos; eau d & apos; acide DI. (d) Réponse S21 du capteur pour de petites variations de la concentration de glucose dans l’eau DI de 0 à 40 mM/l. (e) Décalage de fréquence par rapport à la concentration de glucose pour des variations de concentration de 0 à 40 mM/l., On a pu voir que d’excellents résultats ont été obtenus avec une sensibilité moyenne très élevée de 60 kHz/1 mM/l de concentration de glucose. (f) Décalage d’amplitude par rapport à la concentration de glucose pour les variations de concentration de 0 à 40 mM/l.
Pour l’étape suivante, les échantillons sont préparés avec 10 pour cent volumétriques de sérum de cheval pour modéliser l’ISF. Le retour à zéro et de petites variations des échantillons de concentration de glucose ont été testés avec des résultats prometteurs obtenus comme illustré à la Fig. 7., Pour obtenir une meilleure idée des performances du capteur, il est courant d’aborder la concentration de glucose par rapport au décalage de fréquence comme données mesurées. Un processus d’ajustement de courbe d’interpolation a ensuite été réalisé sur la base des données résultantes. Ces résultats sont présentés dans la Fig. 7d.
les résultats Expérimentaux des échantillons avec une concentration de glucose dans de l’eau désionisée avec 10% de sérum de cheval de contenu. a) Réponse S21 du capteur pour des concentrations de glucose comprises entre 0 et 30 mM/l., b) Variations d’amplitude par rapport à la concentration de glucose de la même expérience. c) Décalage de fréquence par rapport à la concentration de glucose. On a pu voir que, selon une permittivité plus faible du sérum par rapport à l’eau, la permittivité totale de la solution eau-sérum est réduite et donc l’impact de la variation du glucose sur la permittivité globale de la solution est également réduit, ce qui se traduit par une sensibilité plus faible de 43 kHz/1 mM/l de, (si nous avions des résultats de retour à zéro, nous pourrions également les intégrer à cette figure), (d) une courbe d’étalonnage de la concentration de glucose par rapport au décalage de fréquence mesuré. Notez que la courbe d’étalonnage fournit un ajustement raisonnable avec le point de données malgré certaines erreurs qui peuvent être liées à une légère variabilité dans les échantillons expérimentaux.
Pour imiter davantage une condition plus physiologique, nous avons effectué des expériences de détection du glucose à travers une couche de peau de souris., Dans ces expériences, une solution saline est incluse dans l’échantillon avec des électrolytes et des concentrations ioniques décrites dans la section « Résultats et discussion ». Selon l’augmentation de conductivité des échantillons, l’amplitude de la fréquence d’encoche est augmentée. Pour cette expérience, une peau de souris rasée d’environ 300 µm d’épaisseur enveloppée dans un sac en plastique scellé est utilisée entre le capteur et le liquide. Par conséquent, l’échantillon est situé à une plus grande distance du capteur. Comme illustré dans la Fig. 8, la sensibilité du capteur est diminuée avec la même justification que la Fig., 2 en raison de l’augmentation de la distance entre l’échantillon ISF et le capteur. Cependant, la sensibilité du système aux changements de concentration de glucose est toujours supérieure à d’autres technologies non invasives publiées à ce jour.
les résultats Expérimentaux de l’impact de la variation de la concentration de glucose dans les échantillons avec de l’eau désionisée + sérum + une solution saline. a) Changement de fréquence du capteur en réponse à une modification alternative de la concentration de glucose de zéro à 200 mM/l., On a pu voir que, le capteur proposé présente une réponse stable et reproductible dans le temps. b) Décalage de fréquence du capteur en réponse à une faible variation de la concentration de glucose. On a pu voir que, selon l’introduction de la peau entre le capteur et l’échantillon, la sensibilité globale est réduite à 38 kHz/1 mM/l de variation de la concentration en glucose.
Discussion
Bien que la micro-résonateurs possèdent des caractéristiques impressionnantes, il est toujours très difficile de resté., Étant donné que toute variation de la permittivité de MUT se reflète dans le décalage de fréquence du résonateur, on s’inquiète de l’incertitude de la source réelle du décalage de fréquence. Pour résoudre ce problème, une partie de discussion approfondie comprenant certaines expériences est fournie.
Le capteur présenté vise à mesurer la concentration de glucose dans l’ISF qui est un fluide contenant environ 40% de l’eau du corps humain entourant les cellules agissant comme le nutriment transporté par les capillaires sanguins et le milieu de collecte des déchets pour les cellules., Outre l’eau et le plasma, ISF contient également du glucose, des acides gras et des sels. Jusqu’à présent, les effets de variation du glucose ont été testés. Nous proposons ici quelques expériences pour étudier les effets des variations minérales sur le décalage de fréquence du capteur. Les principaux ions de l’ISF sont le sodium, le potassium, le chlorure, le calcium, le magnésium, le bicarbonate et le phosphate. Étant donné que les ions sodium et chlorure ont un ou plusieurs ordres de grandeur plus grande plage de variation par rapport aux autres ions, par souci de simplicité, ils sont considérés comme les seuls ions variables les expériences. Il pourrait être vu de la Fig., 9 que puisque les ions affectent principalement la conductivité du MUT, cela ne changera pas la fréquence du capteur. Par conséquent, puisque le changement de fréquence est considéré comme la sortie principale du capteur, il est peu probable que les variations de concentration ionique n’interfèrent pas avec les résultats du changement de fréquence lié au glucose. De plus, la variation de la concentration en acides gras à l’intérieur de l’ISF est de l’ordre de < 1 mM/l et ses effets sont donc minimes sur le décalage de fréquence par rapport à l’effet de la variation du glucose.,
Effet des variations salines sur la réponse du capteur; ici, seules les concentrations de Na et de Cl ont été modifiées en tant qu’électrolytes principaux dans ISF de 0 à 150 mM/l. Bien que la variation maximale qui se produit dans le corps humain soit limitée à 136-150 mM/l, une variation exagérée est testée ici pour présenter la preuve de concept. , On a pu voir que la concentration saline a un impact important sur l’amplitude de la réponse mais son décalage de fréquence résultant est inférieur à 20 kHz ce qui est complètement négligeable. Le cas serait encore plus négligeable dans le cas réel, en raison de moins de variations dans les électrolytes.
Un autre paramètre important à considérer est les changements de concentration ionique qui se manifestent à la suite des niveaux d’hydratation. Par exemple, une légère déshydratation survient souvent régulièrement chez l’homme., La déshydratation affecte directement la teneur en eau dans ISF et pourrait donc modifier sa permittivité et par conséquent affecter les performances et la précision du capteur. La méthode de préparation de l’échantillon est présentée dans la section suivante. La figure 10 présente le décalage de fréquence par rapport au pourcentage de déshydratation, toutes les autres variables restant constantes. Nos résultats démontrent que la déshydratation faible à modérée a un effet mineur sur le changement de fréquence encore moins que l’effet d’une variation de 1 mM/l de la concentration de glucose., Cependant, une déshydratation sévère peut interférer avec le décalage de fréquence résultant des variations de glucose et donc compromettre la sensibilité au glucose du capteur. Par conséquent, le développement ultérieur de cette technologie de capteur devra tenir compte de l’impact de la déshydratation sévère sur la précision du capteur. L’applicabilité en temps réel du capteur est obtenue en raison de la variation instantanée de la concentration de glucose dans le MUT entraîne sa permittivité diélectrique qui modifie la permittivité effective de l’environnement du capteur et entraîne par conséquent un décalage de fréquence (voir Eq. 1).,
décalage de Fréquence que les résultats de la déshydratation. On peut voir que, faible à modérée déshydratation (jusqu’à 5%), ont très faible interférence avec la réponse du capteur. Mais, une déshydratation sévère pourrait avoir le même impact sur le changement de fréquence que la variation d’environ 50 mM/l de la concentration de glucose. Bien que cela entraîne une énorme erreur, une déshydratation sévère est un problème mortel et les patients doivent être hospitalisés immédiatement en conséquence., Ainsi, on pourrait considérer l’effet d’une déshydratation faible à modérée comme une erreur minimale qui est inférieure à l’impact d’une variation de 0,3 mM/l de la concentration de glucose.
Une comparaison complète entre la structure présentée et certaines des œuvres de pointe utilisant des méthodes autres que les micro-ondes est décrite dans le tableau 1. Une autre comparaison quantitative entre différents capteurs de glucose basés sur des techniques micro-ondes et l’article actuel est présentée dans le tableau 2., Bien que, certaines des œuvres résumées semblent avoir une sensibilité plus élevée que le travail proposé, mais ceux-ci sont principalement le résultat de distances plus faibles entre leurs résonateurs et l’échantillon en raison de l’utilisation de canaux microfluidiques extra-minces. Cette justification est tout à fait en accord avec le concept présenté à la Fig. 2. Il pourrait être vu de la Fig. 2e que le décalage de fréquence (c’est-à-dire la sensibilité) est considérablement réduit avec l’augmentation de la distance de l’échantillon du capteur de manière exponentielle., Nous présentons la conception et les tests d’un capteur de glucose non invasif avec une sensibilité très élevée malgré la distance considérable entre le capteur et le milieu d’essai qui serait attendue dans les applications de biosensing réelles.