Analiza respirației cu ajutorul senzorilor în baza oxizilor semiconductori 4 [307292]

CUPRINS

INTRODUCERE 2

Analiza respirației cu ajutorul senzorilor în baza oxizilor semiconductori 4

1.1. Metode clasice de diagnosticare. Senzori de glucoză 4

1.2. Compușii organici volatili în respirația umană 9

1.3. Senzori de COV în baza oxizilor semiconductori 13

1.4. Scopul și obiectivele tezei 20

2. ELABORAREA Dispozitivului de analiză neinvazivă prin respirația umană 21

2.1. Specificațiile generale și senzorii utilizați 21

2.2. Caracterizarea materialului sensibil folosit în lucrarea dată 29

2.3. Elaborarea dispozitivului de diagnoză neinvazivă 34

3. TESTAREA DISPOZITIVULUI MULTISENZOR 39

3.1. Testarea senzorilor 39

3.2. Testarea dispozitivului 42

4. ARGUMENTAREA ECONOMICĂ 44

4.1. Descrierea generală a proiectului 44

4.2. Planificarea etapelor de dezvoltare a proiectului 44

4.3. Estimarea cheltuielilor de proiect 47

4.4. [anonimizat] 48

Concluzii 59

Bibliografie 60

Anexa 1 62

[anonimizat] a mirosurilor a fost adesea un mister. Practica utilizării acestei informații senzoriale pentru a identifica anumite boli a fost raportată încă de Hippocrates (460-370 î.Hr.), care a descris celebru fetor oris și fetor hepaticus în scrierile despre aroma și boala respirației [1]. Această abordare se bazează pe faptul că un compendiu de COV cu greutate moleculară relativ mică exprimă schimbări distincte și imediate ca o consecință la procesele patofiziologice care apar și alterează metabolismul organismului [1]. Un exemplu familiar medicilor de-a lungul secolelor este mirosul de fructe în aerul expirat a pacienților cu cetoacidoză diabetică. Acest simptom se datorează cetonelor produse atunci când organismul nu poate utiliza glucoza din cauza lipsei de insulină. [anonimizat], [anonimizat] [2]. Expresia compușilor organici volatili (COV) în respirație care sunt legate de starea de sănătate a unui pacient: [anonimizat] o abordare puternică și cel mai important ”neinvazivă” pentru identificarea anumitor maladii. Astfel promisiunea utilizării directă a COV pe cale respiratorie ca instrument de diagnosticare neinvazivă a fost recunoscută de mai mulți ani [3]. Din ce cauză respirația? [anonimizat] a tulburărilor corporale [4]. Acest lucru se datorează faptului că aerul expirat este ușor accesibilă și neinvazivă; este potrivit pentru o înaltă conformitate; furnizează o matrice de complexitate relativ scăzută și poate fi manipulată în siguranță și repetată cât de des se dorește [2, 4].

În urmă ultimelor cercetări, s-a descoperit că aerul expirat conține peste 1000 de COV [1]. Recent, au fost diagnosticate și clasificate 17 maladii de la 1404 pacienți prin analiza modelelor moleculelor expuse din respirație [4]. Astfel, detectarea bolilor din aerul expirat a [anonimizat], medicina respiratorie și oncologie [3, 4]. [anonimizat] a [anonimizat], există o nevoie urgentă de a extinde abordarea de analiză a expirației, astfel încât aceasta nu numai să faciliteze diagnosticul bolii, ci și să clasifice boala [2, 4]. Deși diagnosticul bolii este recunoașterea prezenței unei boli specifice, clasificarea este extrem de importantă pentru înțelegerea etiologiei, patogenezei și terapiei eficiente a bolii pacientului [4].

Tehnicile potrivite pentru analiza COV în respirație includ: spectrometria de masă cu cromatografie în fază gazoasă (GC-MS); spectrometria de masă a reacției de transfer de protoni (PTR-MS); spectrometria de masă a fluxului de ioni selectată (SIFT-MS); rețele de senzori de gaz (nas electronic "e-nose") și spectrometrie de mobilitate a ionilor (IMS), inclusiv spectrometria de mobilitate ionică asimetrică (FAIMS) [1]. Din toate tehnicele enumerate, majoritatea necesită instalații sofisticate, complexe și inaccesibile pentru utilizatori simpli din cauza lipsei experienței și calificării pentru lucrul cu astfel de dispozitive [1, 2, 4]. Pentru a îmbunătăți în continuare precizia analizei respirației ca instrument de diagnosticare, eșantionarea respirației, detectarea biomarkerilor și analiza datelor în special pentru pacienți (folosire personală în calitate de dispozitiv portabil) ar trebuia optimizate tehnicile de analiză a COV [2]. În special, dezvoltarea de senzori de respirație de înaltă performanță, care pot detecta biomarkeri la nivelul de part per billion (ppb) în aerul expirat, ceea ce prezintă una dintre provocările cele mai critice [2]. Datorită prezenței a numeroase specii de gaze interferante în aerul expirat, este importantă și detectarea selectivă a biomarkerilor specifici [3].

În acest context, comunitatea științifică se concentrează asupra senzorilor de respirație de tip chemiresistiv, cu sensibilitate și selectivitate excepțional de ridicate, care au fost dezvoltate prin combinarea nanocatalizatorilor, proteine ​​goale, nanofibrilați, nanostructuri de oxid de metal etc. [2, 3, 4, 5]. Nanostructurile cu raportul suprafață/volum mare sunt avantajoase în atingerea sensibilității ridicate, deoarece semnalul de detectare este dominat de reacția de suprafață dintre straturile de detectare și biomarkerii țintă [2, 3, 4, 5, 6]. Recent, rețele dense de nanofire de oxide de fier (α-Fe2O3) cu diametrul foarte mic (15 – 50 nm) au fost sintetizate în mod localizat direct pe chip la temperaturi relativ joase de 255 °C [7]. Rezultatele testării la gaze au demonstrat o selectivitate și sensibilitate înaltă la vaporii de acetonă, în special pentru dispozitivele în bază de un singur nanofir cu diametrul de 25 nm (cu posibilitate de operare la temperatura camerii) [7], demonstrînd rezultate promițătoare pentru analiza noninvazivă a nivelului de insulină în sînge. De asemenea, alte rezultate remarcabile au demonstrat sensibilitatea înaltă a rețelelor de tetrapozi de zinc (ZnO-T) la vapori de amoniac (cu operare la temperatura camerii) [8]. Scopul acestei teze prezintă integrarea acestor tiupuri de senzori (în baza ZnO-T și α-Fe2O3) în dispozitive portabile pentru monitorizarea noninvazivă a pacienților.

.

ANALIZA RESPIRAȚIEI CU AJUTORUL SENZORILOR ÎN BAZA OXIZILOR SEMICONDUCTORI

Metode clasice de diagnosticare. Senzori de glucoză

Diagnosticarea precoce al bolilor și monitorizarea condițiilor fizice sunt foarte importante pentru a reduce mortalitatea și costurile medicale. Din acest motiv, dezvoltarea platformelor de diagnoză portabile și rentabile primește o atenție tot mai deosebită pentru a realiza diagnosticări în timp real și la fața locului [2]. Pentru a obține o platformă de diagnostic fiabilă, biomarkeri specifici, care sunt legați de o anumită condiție fizică, ar trebui să fie detectată cu sensibilitate și selectivitate ridicată. Astfel de biomarkeri se găsesc în sânge la concentrații relativ mari. Cu toate acestea, analiza sângelui implică în mod inevitabil durerea deoarece este o metodă invazivă de diagnosticare [4, 5].

Diabetul zaharat cuprinde un grup eterogen de tulburări caracterizate prin niveluri ridicate ale glicemiei. Patru tipuri majore de diabet zaharat au fost definite de către Grupul Național de Date privind Diabetul (NDDG) și Organizația Mondială a Sănătății (WHO): diabet zaharat dependent de insulină (IDDM), diabet zaharat non-dependent de insulină (NIDDM), diabet zaharat gestațional (GDM) și diabet zaharat secundar altor condiții [9]. Diabetul poate fi diagnosticat prin prezența semnele clasice și simptomele diabetului zaharat și nivelurile ridicate de glucoză din sânge, de glucoză plasmă postoperatorie (FPG) ≥140 mg / dl sau de glucoză plasmatică venoasă ≥200 mg / dl la 2 ore după o doză de glucoză pe cale orală de 75 g [9].

Glucoza poate fi măsurată în sânge, seră sau plasmă. Glucoza poate fi, de asemenea, în lichidul cefalorahidian, ca metodă către diagnosticul de meningita. Glucoza este măsurată folosind metode enzimatice. Metodele colorimetice ne-enzimatice folosite anterior au fost depășite. Oricare dintre cele trei enzime pot fi utilizate: hexokinază, glucoză dehidrogenază și glucozoxidază în reacții fie cuplate la un cromofor, fie implicând generarea unui curent electric [9]. Testele care generează curent electric sunt deosebit de potrivite pentru utilizarea în instrumentele de îngrijire.

Tehnologia de monitorizare a glucozei a fost utilizată în tratamentul diabetului zaharat timp de trei decenii. Aparatele tradiționale utilizează metode enzimatice pentru a măsura concentrația de glucoză și pentru a furniza informații despre eșantioane dintr-un singur loc/punct [10]. Mai recent au devenit disponibile dispozitive continue de monitorizare a glucozei, oferind date mai detaliate despre concentrația de glucoză [10]. În aplicațiile din viitor, senzorul de glucoză pentru monitorizare continuă poate deveni o componentă cheie a sistemului de administrare a insulinei cu buclă închisă și, ca atare, trebuie să fie selectiv, rapid, previzibil și acceptabil pentru utilizarea continuă a pacientului. Multe tehnologii sunt urmărite pentru a dezvolta noi senzori de glucoză (Figura 1.1), inclusiv monitoare neinvazive, continue [10].

Figura 1.1. Tehnologii în curs de dezvoltare pentru senzori de glucoză

Primul brevet pentru un monitor de glucoză din sânge pentru utilizarea punctului de îngrijire la pacienții diabetici a fost depus în 1971 în SUA de către Anton Clemens [10]. Senzorul ideal de glucoză ar trebui să fie selectiv pentru glucoză, cu un răspuns rapid, previzibil la schimbarea concentrațiilor de glucoză. Ar trebui să depindă de un semnal reversibil și reproductibil pentru a furniza rezultate, iar fabricarea senzorilor trebuie să fie reproductibilă și ieftină pe scară largă. Ar trebui să aibă o durată lungă de viață operațională în condiții fiziologice, dar mai ales trebuie să fie acceptabilă pentru pacient [10]. Prin urmare, ar trebui să fie neinvazivă, nu ar trebui să necesite calibrarea utilizatorului și, în mod ideal, să furnizeze în timp real informație continuă cu privire la glucoză. Monitorizarea continuă a glicemiei oferă date despre direcția, amploarea, durata, frecvența și cauzele potențiale ale fluctuațiilor nivelurilor de glucoză din sânge, furnizând pacienților informații în timp real și alarme în momente de hipoglicemie sau modificări rapide ale glucozei [10]. Monitorizarea continuă a glucozei este, de asemenea, necesară pentru implementarea controlului cu buclă închisă.

Clark și Lyons de la Spitalul de Copii din Cincinnati au propus în 1962 prima generație de biosenzori de glucoză [11]. Acești senzori au fost inițial bazați pe o abordare electrochimică, care a folosit enzima – glucoza oxidaza (GOx) [12]. Senzorii electrochimici au fost aleși pentru măsurarea glicemiei datorită sensibilității înalte a acestora, de ordinul μM la mM, din cauza unei reproductibilități bune și a ușurinței de fabricare la un cost relativ scăzut [11, 12]. GOx a fost folosita ca bază enzimatică pentru senzor, datorită selectivității ridicate pentru glucoză. Enzime mai puțin obișnuite, cum ar fi hexokinaza și glucoz-1-dehidrogenaza, au fost de asemenea utilizate pentru măsurarea glucozei, dar totuși GOx poate tolera schimbări extreme în pH, temperatură și concentrație ionică în comparație cu alte enzime [11, 12]. Rezistența acestor condiții poate fi importantă în timpul oricăror procese de fabricare, făcându-l un prim candidat pentru dispozitivele de monitorizare a glucozei.

GOx catalizează oxidarea glucozei în gluconolactonă în prezența oxigenului, producând peroxid de hidrogen (H2O2) și apă ca produse secundare (Figura 1.2) [11, 12]. Gluconolactona este supusă în continuare unei reacții cu apă pentru a produce produsul acid carboxilic, acidul gluconic [11, 12]. GOx necesită un cofactor redox pentru a realiza acest proces de oxidare, unde se folosește dinucleotida flavin adenin (FAD +) [11, 12]. FAD + este un acceptor de electroni care devine redus la FADH2 în timpul reacției redox [11, 12]. Reacția ulterioară cu oxigenul pentru producerea H2O2 regenerează cofactorul FAD +. Această reacție are loc la anod, unde numărul de electroni transferați poate fi corelat cu cantitatea de H2O2 produsă și, prin urmare, cu concentrația de glucoză [11, 12].

Figura 1.2. Conversia glucozei în acid gluconic utilizând glucoza oxidază [11, 12].

În proiectarea senzorilor prezentati de Clark și Lyons, s-a obținut cuantificarea indirectă a concentrațiilor de glucoză prin plasarea unui strat subțire de enzimă GOx pe un electrod din platină prin intermediul unei membrane de dializă semipermeabile [11, 12]. Acest senzor a măsurat scăderea concentrației de oxigen și eliberarea peroxidului de hidrogen, proporțional cu concentrația de glucoză [13]. Principalul obstacol în depășirea acestei abordări a fost interferența altor specii electroactive prezente în sânge, cum ar fi acidul ascorbic și ureea [11, 13]. Această abordare a fost dezvoltată în 1975, când a fost pus la dispoziție primul senzor comercial de succes bazat pe GOx [11, 13]. Acest senzor a măsurat direct concentrațiile de glucoză prin detectarea amperometrică a peroxidului de hidrogen. Semnalul electrochimic a necesitat un potențial de funcționare ridicat și datorită naturii scumpe a electrodului de platină utilizat, utilizarea acestui dispozitiv a fost strict limitată la setările clinice [1, 11, 12]. Acest lucru a dus la a doua generație de biosenzori de glucoză în anii 1980 [1, 11, 12].

Figura 1.3. Dispozitiv de înțepare a degetului (stânga). a) Lancet ac; b) Eșantion de sânge pe benzi de testare; c) Contor de glucoză care prezintă concentrația de glucoză în mmol / L. Monitor de glucoză continuu (dreapta) [11, 14].

În proiectarea senzorilor de primă generație, oxigenul a fost folosit ca acceptor de electroni, ceea ce poate duce la erori de variații ale tensiunii și limitărilor oxigenului, cunoscut ca deficitul de oxigen [13]. Acest deficit este cauzat de concentrațiile de oxigen fiind de un ordin de mărime mai mic decât concentrațiile măsurate de glucoză [11]. Pentru a depăși aceste provocări, oxigenul a fost înlocuit cu un mediator sintetic de electron redox în senzorii de generația a doua [12]. Evoluția acestei abordări senzoriale a condus, de asemenea, la dezvoltarea benzilor electrozice de unică folosință, care au fost însoțite de un contor de glicemie [11, 12]. Fiecare bandă găzduită cu ecran de lucru miniaturizat și electrozii de referință, unde electrodul de lucru a fost acoperit cu componentele de detectare necesare; glucoza oxidază, un mediator redox de transfer de electroni, stabilizator și agent de legătură [1, 2]. Acești senzori revoluționari de a doua generație de glucoză au dus direct la apariția unei gestionări a glucozei auto-monitorizate, cunoscută sub numele de abordarea “finger-pricking” [11]. În prezent, metoda cea mai utilizată de auto-monitorizare implică această abordare "finger-pricking", este bazată pe enzimă și implică prelevarea de sânge de la un deget prin înțepare, pentru a fi analizat prin metode in vitro folosind benzi de testare și glucometru (Figura 1.3).

Deși sângele rămâne cel mai studiat lichid corporal pentru astfel de măsurări, alte fluide biologice mai accesibile, cum ar fi fluidul interstițial, lichidul ocular, transpirația, respirația, salivă sau urină, au fost investigate ca medii de eșantionare alternative pentru monitorizarea continuă neinvazivă (Tabelul 1.1).

Tabel 1.1. Rezumatul concentrațiilor de glucoză postprandială și valorile pH măsurate în fluidele fiziologice ale pacienților sănătoși și diabetici [11].

Un alt biomarker important folosit pe larg pentru detectarea insuficienții renale sunt vaporii de ammoniac (NH3) [2]. Pacienții care suferă de boală renală în stadiu terminal (ESRD) se bazează pe tratamentul dializei pentru a elimina deșeurile și toxinele din corpul lor [2]. În general, compatibilitatea dializei este determinată de claritatea ureei [15]. Parametrii aferenți, cum ar fi dinamica ureei (Kt/V) și rata de reducere a ureei (URR), se bazează pe calculul azotului de uree din sânge pre- și post-dializă BUN) [2]. Mai mult ca atît, reducerea concomitentă a concentrației de amoniac în respirație și a nivelurilor BUN au fost observate în timpul dializei, ceea ce înseamnă că detectarea amoniacului în respirație poate servi ca un monitor in situ în timp real pentru a determina eficacitatea dializei [16]. O doză adecvată de dializă se presupune că va duce la rezultate clinice mai bune, în timp ce tratamentul inadecvat ar putea duce la insuficiență secundară a organelor și moartea rapidă [2].

Compușii organici volatili în respirația umană

Respirația omului conține biomarkeri specifici, deoarece metabolismul anormal schimbă chimia sângelui și compușii organici volatili (COV), deoarece subprodusele pot fi expirate prin plămâni prin schimbul gazelor din singe la nivel alveolar [2]. Din acest motiv, analiza respirației este o metodă foarte atractivă de diagnostic, considerând că analiza este total nedureroasă, ceea ce este agreabil cu pacienții. Aceste avantaje critice au declanșat studii ample privind analiza respirației și au fost identificate până în prezent diverse specii de biomarkeri legate de diabet, cancer pulmonar și halitoză. În general, concentrațiile foarte scăzute de biomarkeri se găsesc în respirație variind de la părți per miliard (ppb) până la părți per milion (ppm) [17]. Pentru a detecta astfel de urme de specii de biomarker sunt necesare tehnici de detectare extrem de sensibile și selective pentru a efectua diagnosticarea [2]. De obicei, analiza spectrometrie de masă de tip gaz-cromatografie (GC-MS) este utilizată pe scară largă pentru a identifica biomarkeri specifici cu o precizie relativ ridicată [18]. Cu toate acestea, analiza GC-MS necesită adesea un timp de analiză lung, datorită etapei de preconcentrare pentru creșterea capacității de detectare și a nevoilor de un operator profesionist care să opereze cu echipamentul [2, 18].

Îmbunătățirea tehnologiilor analitice și promisiunea evidentă a COV ca biomarkeri pentru diagnosticul bolilor au dus la creșterea numărului de publicații referitoare la COV în respirație, ilustrate în Figura 1.4 [1].

Figura 1.4. Creșterea publicațiilor anuale în domeniul COV și respirație. Graficul prezintă rezultatele unei căutări Web of Science pentru publicații, inclusiv termenii compus organic volatil și respirație.

Unele teste de respirație care utilizează biomarkeri volatili au fost deja stabilite în practica clinică (Tabelul 1.2 prezintă teste de respirație aprobate) [1]. Cu toate acestea, o mare parte din potențialul prezentat de testele COV a rămas neexploatat din cauza lipsei de reproductibilitate între studiile care caută biomarkeri ai bolii [2]. Variabilitatea rezultatelor cercetărilor privind respirația a rezultat în mare parte din lipsa unei tehnologii de eșantionare standard de înaltă calitate [1].

Tabel 1.1. Teste de respirație aprobate.

Studiile clinice identificate acoperă o gamă largă de condiții, demonstrând amploarea aplicațiilor în care se consideră că analiza respirației este utilă. O defalcare a categoriei generalizate de boală a studiilor este prezentată în Figura 1.5.

Figura 1.5. Defalcarea categoriei de boali a 448 de studii clinice, utilizând analiza respirației în fluxul de lucru. Sursa https://clinicaltrials.gov/.

Compușii organici volatili (COV) sunt substanțe chimice cu fază gazoasă care au o presiune ridicată a vaporilor la temperatura camerei [2]. COV fac parte din compoziția aerul expirat și reprezintă fracțiunea volatilă a metaboliților [1]. Acestea sunt compuși cu greutate moleculară mică (<1 kDa) produși de metabolismul organismului și reprezintă punctul final al genei, transcripției și proteinei [1]. Bolile pot duce la o pierdere a echilibrului metabolic, prin urmare monitorizarea fluctuațiilor metaboliților oferă o modalitate puternică de detectare, diagnosticare și monitorizare a bolii [1, 4].

COV în aerul expirat au o serie de surse potențiale. Ele pot fi produse biochemice de către celulele și țesuturile individuale (COV "endogeni") sau pot fi rezultatul unor influențe externe [1, 2, 4]. Aceste COV "exogene" în respirație pot fi produsul metabolismului de către propriul microbiom rezident al organismului sau pot fi introduse din mediul înconjurător, inclusiv metaboliții de droguri în aval din intervențiile terapeutice (Figura 1.6).

Figura 1.6. Surse endogene și exogene de COV găsite în aerul expirat.

Respirațiile endogene – COV pot apărea din activitatea metabolică în țesutul pulmonar și căile respiratorii sau pot avea o origine sistemică [1]. Sistemul metabolic – COV pot proveni de oriunde în organism și sunt transportate în plămâni de sistemul circulator, unde există un schimb rapid între sânge și aer în alveole [1, 5]. Originile COV asociate bolii sunt complexe, deoarece pot avea mai multe surse potențiale. Acestea pot proveni din procesele metabolice care au loc, de exemplu, într-o celulă tumorală, precum și din modificările metabolice ale țesuturilor înconjurătoare "reactionînd" la prezența cancerului [1, 5, 17, 18].

Figura 1.7. Semnalele de biomarkeri COV în respirație raportate din literatură [1].

Stresul oxidativ (OS) a fost implicat în inițierea și dezvoltarea multor boli sistemice și de organe specifice, incluzând bolile cardiovasculare, pulmonare, autoimunologice, neurologice, inflamatorii și cancerul [14]. OS este, de asemenea, cunoscut prin faptul că joacă un rol important în producerea biomarkerilor COV [6]. OS apare atunci când există un dezechilibru între rata producției metabolice a speciilor reactive de oxigen (ROS) și viteza la care organismul poate detoxifica intermediarii reactivi pe care îi produc și repară daunele provocate de acești compuși.

La nivel celular, nivelurile ROS mai mari decât cele normale dăunează structurilor celulare cheie cum ar fi membranele fosfolipide, proteinele și ADN-ul [1, 6, 15]. Această lezare cauzează disfuncții și poate duce la apoptoza sau moartea celulară programată. Multi COV sunt produsi prin aceste interacțiuni ROS cu structuri celulare, incluzând alcani, etan și pentan, oxid nitric și aldehidă 2-hidroxi-nonenal [1, 6]. Deoarece sistemul de operare este implicat în atât de multe condiții și este cunoscut ca fiind important în cancer și în bolile inflamatorii, concentrațiile de COV asociate sistemului de operare în respirație prezintă un interes deosebit [1, 5, 9].

COV originari din toate părțile corpului sunt capturate în respirație, făcând analiza respirației aplicabilă pentru o gamă largă de boli incluzând: (1) cancer; (2) boli inflamatorii; (3) boli infecțioase; (4) boli metabolice; (5) boli cardiovasculare (vezi Figura 1.7) [1].

Senzori de COV în baza oxizilor semiconductori

Datorită costului redus și a procesului simplu de fabricare, oxizii de metale sunt materiale promițătoare pentru aplicațiile de analiză a respirației [19]. Senzorilor de gaze de tip conductometric din oxid de metal semiconductori constituie în prezent unul dintre cele mai cercetate grupuri de senzori de gaz [20]. Ei au atras multă atenție în domeniul detectării gazelor în condiții ale aerului ambiant, datorită costului lor scăzut și flexibilității în producție; simplitatea utilizării acestora; număr mare de gaze detectabile / posibile câmpuri de aplicare. În plus față de schimbarea de conductivitate a materialului sensibil la gaz, detectarea acestei reacții poate fi efectuată prin măsurarea schimbării capacității, funcției de ieșire a electronilor, a masei, a caracteristicilor optice sau a energiei de reacție eliberate prin interacțiunea gaz/solid [20].

Mulți oxizi de metale sunt potriviți pentru detectarea gazelor combustibile, de reducere sau oxidare prin măsurători conductive, precum și a compușilor organici volatili. Următorii oxizi prezintă un răspuns al gazului în conductivitatea lor: ZnO, SnO2, Cr2O3, Mn2O3, Co3O4, NiO, CuO, SrO, In2O3, W03, TiO2, V2O3, Fe2O3, GeO2, Nb2O5, MoO3, Ta2O5, La2O3, CeO2, Nd2O3 [20]. Până în prezent, s-au efectuat cercetări și dezvoltări considerabile pentru proiectarea unor senzori mici, ieftini și rapizi de COV cu sensibilitate ridicată, selectivitate și stabilitate pentru aplicații specifice. Această cercetare extinsă a condus la o varietate largă de senzori și dispozitive pentru detectarea COV pe bază de principii de detectare diferite, de ex. electrochimice, optice, gravimetrice, rezistive etc. [21].

În general, orice compus chimic care conține cel puțin un atom de carbon și un atom de hidrogen în structura sa moleculară este referit ca un compus organic [21]. Multe sute de compuși se încadrează în categoria compușilor organici și situația este în continuare complicată de diferitele definiții și nomenclatură. Strict vorbind, termenul "compuși organici volatili" (COV) se referă la acei compuși organici care sunt prezenți în atmosferă ca gaze, dar ar fi lichide sau solide în condiții normale de temperatură și presiune [2, 21].

Figura 1.8. Analizor de respirație pentru monitorizarea neinvazivă a arderii grăsimilor corporale. (a) Senzor compact de acetonă montat pe suportul Macor. (b,c) Microscopia electronică de scanare prezintă morfologia foarte poroasă a filmului sensibil. (d) Analizor de respirație care combină senzorul de acetonă cu un dispozitiv de prelevare a probelor pentru a extrage aerul în mod standardizat. (e) Analizor de respirație în timpul funcționării: subiectul se exhalează în tubul de prelevare a probelor și primește un feedback vizibil în ceea ce privește presiunea, durata și analiza senzorilor de acetonă. (f) Semnalele senzorilor pentru presiunea relativă a căilor aeriene (linia neagră) și CO2 (linia roșie) pentru trei exhalări de 30 de secunde (gri-umbrite) ale unui subiect [22].

Acetona (C3H6O) este un lichid incolor cu un miros caracteristic mirositor, punct de fierbere 56.5 ° C, punct de topire -94 ° C și o densitate de 0.788 g/cm3 [23]. Acetona este un reactiv obișnuit utilizat pe scară largă în industrii și laboratoare. Compusul se utilizează pe scară largă pentru a dizolva materialele plastice, pentru a purifica parafina și pentru țesuturile deshidratate și, de asemenea, este utilizat în domeniul farmaceutic [21]. Acetona este dăunătoare sănătății și inhalarea acesteia poate provoca iritarea ochilor, nasului și gâtului. O expunere scurtă timp de 5 minute până la 300-500 ppm poate fi ușor iritantă pentru oameni. În concentrații mari, poate produce uscăciune în gură, oboseală, cefalee, greață, amețeli, slăbiciune musculară, pierderea discursului coordonat și somnolență. Ingerarea poate provoca cefalee, amețeli și dermatită [21, 23]. Inhalarea acetonei cauzează dureri de cap, oboseală și chiar narcoză și dăuneaza sistemului nervos. Prin urmare, este necesar să se monitorizeze concentrația de acetonă în mediu pentru sănătate și locul de muncă pentru siguranță.

Figura 1.9. (a) Schema detectorului: un film de oxid de metal (MOx) este depus pe un substrat de senzor format dintr-un suport Al2O3 cu electrozii Au interdigitați. (b) Setarea caracterizării senzorilor: fluxurile de acetonă și etanol sunt dozate de regulatoarele de debit de masă. Un flux de aer umidificat de la un barbotor de apă (TB) de 20 ° C) este amestecat cu aer uscat pentru a obține umiditatea relativă dorită. Detectorul este păstrat într-un cuptor (TO) de 325-500 ° C) și conectat la un voltmetru pentru a măsura rezistența filmului. Debitul de gaze de eșapament este apoi analizat de un spectrometru de masă (MS) [24].

Cele mai recente rezultate pentru măsurarea acetonei din respirația umană vor fi expuse în continuare. Un material excelent de selectiv și sensitiv la acetonă este WO3 dopat cu Si [22]. Un dispozitiv compact și ieftin pentru detectarea în timp real al acetonei în aerul expirat a fost raportat de Gutner et al. [22], care a folosit nanoparticule de WO3 dopate cu Si (WO3:Si). Dispozitivul a fost testat pe 20 de pacienți, comparînd totodată rezultatele cu un dispozitiv bench-top proton transfer reaction time-of-flight mass spectrometry (PTR-TOFMS) [22]. Dispozitivul a fost implementat în monitorizarea stării de obezitate (vezi Figura 1.8).

Aceeași autori, au implementat nanoparticulele de WO3:Si pentru detectarea nivelului de glucoză prin măsurarea concentrației de acetonă [24]. Schema dispozitivului este demonstrată în Figura 1.9, și permite măsurarea rapidă a concentrațiilor ultramici de acetonă (până la 20 ppb) cu raportul semnal-zgomot ridicat în condiții ideale (aer uscat) și realiste (până la 90% RH) [24]. Proprietățile lor senzoriale (selectivitatea, limita de detecție, răspunsul și timpul de recuperare) au fost investigate în funcție de temperatura de funcționare (325-500 ° C), a umidității relative (RH) și a concentrației de analit interferant (etanol sau vapori de apă). S-a constatat că dopajul cu Si crește și stabilizează faza de WO3 selectivă cu acetonă, în timp ce crește stabilitatea termică și, prin urmare, are ca rezultat o performanță superioară de detectare cu un conținut optim de circa 10% molar de Si [24].

Figura 10. Ilustrații schematice ale (a) Hemitubei de WO3 polichristaline optimizate pentru detectarea H2S și (b) Hemitubul de WO3 funcționalizat cu Pt pentru detectarea selectivă a acetonei.

Salehi et al. au sintetizat nanocompozite în baza nanotuburilor de carbon și SnO2 prin metoda de depunere/precipiate asistată de unde ultrasonore, care au fost folosiți pentru detectarea acetonei [19]. Koo et al. au demonstrat o detecție selectivă al moleculelor de acetonă în respirație cu ajutorul nanocuburilor (goale) de Co3O4 funcționalizate cu nanoparticule de PdO [25]. Choi et al. au elaborat senzori selectivi de acetonă în baza hemituburilor de WO3 funcționalizate cu Pt [26]. Hemituburile de WO3 cu pereți subțiri și hemituburile WO3 funcționalizate cu Pt au fost sintetizate printr-o cale de modelare a fibrelor polimerice și utilizate ca straturi de respirație expirată pentru detectarea potențialului de halitoză și diabet prin detectarea a H2S și, respectiv, a acetonei (vezi Figura 1.10) [26]. Hemituburile de WO3 funcționalitate cu Pt cu grosimea peretelui de 60 nm au prezentat o sensibilitate superioară la acetonă (Rair/Rgas = 4,11 la 2 ppm) cu răspuns neglijabil la H2S, iar hemituburile de WO3 nefuncționalizate au arătat o sensibilitate de 4,90 ori față de H2S cu caracteristici minime de sensibilitate la acetonă. Limita de detecție (Rair/Rgas) a senzorilor fabricați cu hemituburi de WO3 funcționalizate cu Pt a fost de 1,31 pentru acetonă de 120 ppb, iar hemituburile nefuncționalizate de WO3 au arătat un răspuns de 1,23 la 120 ppb de H2S. Testele de stabilitate pe termen lung au arătat că selectivitatea remarcabilă a fost menținută după păstrare timp de 7 luni în aer. Sensibilitatea încrucișată superioară și răspunsul la H2S și acetonă oferă o platformă potențială pentru aplicarea în diagnosticul diabetului și al halitozelor [26].

Figura 1.11. Imaginile SEM ale nanofirelor de Fe2O3 după eliberarea de pe substratul inițial și a) transferate pe un substrat intermediar de SiO2/Si; și b) dispersie la o concentrație mai mică. c) imaginea SEM a nanosenzorului fabricat pe baza unui nanofir individual de Fe2O3 cu diametrul ≈ 25 nm. d) răspunsul la gaz la 100 ppm vapori de acetonă față de diametrul nanofirului de Fe2O3. e) Răspunsul la gaze pentru diferite gaze reducătoare ale nanosenzorului bazat pe un singur nanofir de Fe2O3 cu diametrul de ≈ 25 nm. f) Răspuns dinamic la temperatura camerei la 5-100 ppm vapori de acetonă [7].

Lupan et al. a elaborat senzori de acetonă în baza rețelelor de nanofire de Fe2O3, precum și în baza unui singur nanofir de Fe2O3 cu diametrul de 25 nm [7]. Prin oxidarea microparticulelor metalice Fe la temperatura de 255 ° C timp de 12 și 24 de ore, au fost obținute rețele dense de nanofire. Primii nanosenzori pe un singur nanofire de Fe2O3 au fost fabricați și studiați, care prezintă performanțe excelente. În plus s-a observat o creștere a răspunsului la acetonă prin scăderea diametrului nanofirului individual (vezi Figura 1.11). Abordarea tehnologică facilă permite ca acest nanomaterial sa fie un candidat ideal pentru o gamă largă de aplicații în domeniul nanoelectronicii, cum ar fi nanosenzori și dispozitive biomedicale, în special pentru analiza respirației în tratamentul pacienților cu diabet [7].

Figura 1.12. Senzor de amoniac bazat pe OFET. a) Compararea curbelor de transfer de la OFET poroase și neporoase. b) Răspunsurile dinamice ale dispozitivului de detectare pe bază de DPP2T-TT la o serie de concentrații de gaze de amoniac la tensiune constantă (VGS = -10 V, VDS = -20 V). c) semnalele de citire care arată schimbarea procentuală a curentului ca o funcție a timpului care răspunde la 1 ppb NH3. d) Schema senzorului de amoniac nanoporos OFET. e) Răspunsul curent al dispozitivelor DPP2T-TT la amoniac cu concentrații cuprinse între 1 ppb și 100 ppm. f) Dependența lui ΔI / I0 de fracția de suprafață a peretelui porilor expuși [3].

Alte rezultate remarcabile au fost raportate de Chuang et al. [5], unde a fost elaborat un senzor în baza materialelor organice (TFB (poly[(9,9-dioctylfluorenyl-2,7-diyl)-co-(4,4′-(N-(4-s-butylphenyl)diphenylamine)])) pentru detectarea amoniacului cu concentrații de pînă la ppb. Zhang et al. a demonstrat că introducerea de nanopori tunabili (50-700 nm) la filmele subțiri organice semiconductoare sporește reactivitatea lor cu compuși organici volatili până la un ordin de mărime, în timp ce raportul suprafață-volum este aproape neschimbat [3]. Analizele mecanistice arată că nanoporii acordă acces direct la stările de suprafață foarte reactive, altfel îngropate în canalul conductor al tranzistorului [3]. Reactivitatea ridicată a tranzistorilor nanoporoși cu efect de câmp organic duce la o detectare chimică ultrasensibilă, ultrarapidă și selectivă, sub nivelul de 1 ppb, pe o scară de timp de o sută de milisecunde, permițând o gamă largă de aplicații pentru sănătate și mediu [3]. Cipul senzor flexibil pentru monitorizarea amoniacului respirator este demonstrat în continuare în Figura 1.12, și este un biomarker potențial pentru boala cronică de rinichi [3].

Figura 1.13. (A) Imaginile microscopice optice ale procesului de fabricare secvențială a CEN cu un singur cip (1 cm × 1 cm) ce conține un strat activ (1 mmⅹ1 mm) cu electrozi de Pt. (B) o pelicula și o imagine termografică a circuitelor CEN integrate și a circuitelor de procesare a semnalului. (C) ilustrarea schematică a configurației CEN [27]

Moon et al. a demonstrat o altă abordare a acestor sarcini (detectare COV din respirație) ce constă în folosirea unor matrici de senzori foarte sensibili și selectivi, ca un nas electronic [27]. Ei au prezentat un nas electronic chemiresistiv (CEN) de înaltă performanță, bazat pe o serie de filme subțiri de oxid metalic, pe bază de metale și pe cele nanostructurate [27]. Proprietățile de detectare a gazului din CEN prezintă detectarea sensibilă îmbunătățită a H2S, NH3 și NO în atmosferă de 80% din umiditatea relativă (RH) similară cu aerul expirat [27]. Limitele de detecție ale elementelor senzorilor care au fost fabricate sunt în următoarele domenii: 534 ppt -2,87 ppb pentru H2S, 4,45 ppb – 42,29 ppb pentru NH3 și 206 ppt – 2,06 ppb pentru NO. Selectivitatea remarcabilă bazată pe colectarea răspunsurilor senzorilor se manifestă în analiza principală a componentelor (PCA). Performanța excelentă de detectare indică faptul că CEN poate detecta biomarkerii de H2S, NH3 și NO în aerul expirat și chiar le distinge clar în PCA [27]. Rezultatele date demonstrează un potențial ridicat al CEN ca instrument ieftin și neinvaziv de diagnostic pentru halitoză, tulburări de rinichi și astmă (vezi Figura 1.13) [27].

Scopul și obiectivele tezei

Având în vedere criteriile moderne în practica clinică, analiza aerului expirate ar trebui să fie, prin urmare, cu costuri reduse, cu energie redusă, ultraminiaturizată, repetată cu ușurință la anumite intervale de timp și cu un impact prea mic sau deloc asupra activității de zi cu zi a persoanei diagnosticate [4]. Matricele senzorilor chimici bazate pe nanomateriale, ar putea servi ca instrument de translație care să conducă de la cercetarea fundamentală la practica punctului de îngrijire modernă [4, 27]. Aceasta se datorează faptului că matricea senzorilor chimici este semnificativ mai mică și mai puțin costisitoare decât alte dispozitive de detectare [4, 27]. În principiu, recunoașterea COV prin senzori bazați pe oxizi de metale (fabricați prin diferite nanotehnologii) poate fi realizată prin detectarea selectivă a COV [4]. Această abordare este utilă pentru detectarea COV-urilor bine definite, în prezența speciilor gazoase sau a mediului înconjurător utilizându-se un receptor foarte selectiv conceput pentru acest scop, care este o afacere laborioasă [2, 4]. În pofida progreselor înregistrate în detectarea COV prin metode de recunoaștere pe bază de nanomateriale cu un grad ridicat de selectivitate, acest lucru a fost posibil până în prezent pentru indicarea COV dintr-un spectru relativ restrâns de boli. În timp ce recunoașterea specifică în medii controlate și interferențe este realizabilă, majoritatea bolilor de astăzi nu pot fi identificate în mod corespunzător numai de COV individual [1, 2, 22, 25]. Totuși o limitare suplimentară este problema sintezei nanomaterialelor extrem de selective pentru fiecare COV, în special atunci când acestea sunt nepolare [1, 2, 22, 25, 27, 28].

Scopul principal al lucrării date este de a folosi senzorii deja elaborați în baza rețelelor de nanofire de Fe2O3 pentru detectarea acetonei în respirație, ceea ce ar putea servi pentru monitorizarea neinvazivă a nivelului de glucoză în sînge, precum a fost deja descris în primul capitol (conform mecanismelor expuse). De asemena, se vor integra si senzori de amoniac în baza senzorilor de rețele de tetrapozi de ZnO (oxide de zinc) pentru monitorizarea pacienților cu deficiențe renale.

ELABORAREA DISPOZITIVULUI DE ANALIZĂ NEINVAZIVĂ PRIN RESPIRAȚIA UMANĂ

Mechanismul de sesizare a gazelor de către oxizii de metale

Oxizii de metale, în general, și SnO2, ZnO, CuO, Fe2O3, WO3, In2O3, etc., au atras atenția multor utilizatori și a cercetătorilor științifici interesați de detectarea gazelor în condițiile mediului ambient [29, 30, 31]. Senzorii de SnO2 sunt utilizați cel mai des ca protot de senzori de gaze. Cu toate acestea, senzorii selective și înalt senzitivi de oxizi de metale nu sunt încă disponibili. Este bine cunoscut faptul că selectivitatea senzorilor poate fi reglată într-o gamă largă prin modificarea structurii și morfologiei cristalului, a dopantului, a geometriei contactului, a temperaturii de funcționare sau a modului de funcționare etc. [29, 30, 31]. În plus, sistemele practice ale senzorilor pot conține o combinație de un filtru (cum ar fi cărbunele) în fața senzorului semiconductor, pentru a evita un impact major asupra gazelor nedorite (de exemplu, concentrații scăzute de compuși volatili organici care influențează detectarea de CO.) Înțelegerea reală a semnalelor senzorilor în măsura în care sunt înregistrate în aplicațiile practice este destul de dificilă. Poate fi chiar necesar pentru a separa influența filtrului și a senzorilor pentru o modelare neechivocă a răspunsurilor senzorului [29, 30, 31].

În ciuda activităților extinse la nivel mondial în cercetarea și dezvoltarea acestor senzori, înțelegerea noastră științifică de bază a senzorilor de gaz practic utili este foarte slabă. Acest lucru rezultă din faptul că trei abordări diferite sunt în general alese de trei tipuri diferite de experți. Înțelegerea prezentă se bazează pe modele diferite [29, 30, 31]:

Prima abordare este aleasă de utilizatorii de senzori de gaz, care testează parametrii fenomenologici ai senzorilor disponibili, având în vedere un set minim de parametri pentru a descrie selectivitatea, sensibilitatea și stabilitatea acestora [29, 30, 31];

A doua abordare este aleasă de dezvoltatorii care optimizează empiric tehnologiile senzorilor prin optimizarea pregătirii materialelor senzoriale, structurile, procedurile de îmbătrânire, materialele de filtrare, condițiile de modulare în timpul funcționării senzorului etc. pentru diferite aplicații [29, 30, 31];

A treia abordare este aleasă de oamenii de știință de cercetare fundamentală, care încearcă să identifice procesele atomice de detectare a gazelor. Diferite tipuri de spectroscopii sunt aplicate față de tehnicile fenomenologice de caracterizare a senzorilor (cum ar fi măsurătorile de inductivitate), efectuează calcule mecanice cuantice, determină modele simplificate de funcționare a senzorilor și urmăresc înțelegerea ulterioară a aspectelor termodinamice sau cinetice ale mecanismelor de detectare pe scară moleculară. Acest lucru se face, de obicei, pe sisteme modelate bine definite pentru expuneri bine definite la gaze. În consecință, aceasta conduce la binecunoscutele lacune structurale și de presiune dintre lumea ideală și cea reală a științei de suprafață [29, 30, 31].

Figura 2.1. Schema schematică a unui senzor tipic de gaz rezistiv. Stratul de oxid de metal sensibil este depus pe electrozii metalici pe substrat. În cazul straturilor compacte, gazul nu poate pătrunde în stratul sensibil, iar interacțiunea cu gazul are loc numai la suprafața geometrică. În cazul straturilor poroase, gazul penetrează în stratul sensibil până la substrat. Interacțiunea cu gazul poate avea loc, prin urmare, la suprafața granulelor individuale, la granițele de granulelor și la interfața dintre granule și electrozi și granule și substraturi: (a) modelul granițelor de granule; (b) modelul de gît deschis și (c) închis [29, 30, 31].

Un element senzor cuprinde în mod normal următoarele părți [29, 30, 31]:

Stratul sensibil depus pe

Substrat prevăzut cu

Electrozi pentru măsurarea caracteristicilor electrice. În general, dispozitivul este încălzit de un

Încălzitor; acesta este separat de stratul de detectare și de electrozii printr-un strat izolator electric.

În general, conductanța sau rezistența senzorului sunt monitorizate în funcție de concentrația gazelor țintă. În plus, performanța senzorului depinde de [29, 30, 31]:

Parametrii de măsurare, cum ar fi polarizarea stratului sensibil sau temperatura, care sunt controlate prin utilizarea diferitor circuite electrice.

Etapele elementare ale reacției de detectare a gazului vor fi transduse în semnale electrice măsurate prin structuri de electrozi corespunzătoti. Sesizarea gazului în sine poate avea loc în diferite locuri ale structurii, în funcție de morfologie [29, 30, 31]. Ei vor juca roluri diferite, în funcție de morfologia stratului senzorial. O imagine de ansamblu este prezentată în Figura 2.1 [29, 30, 31].

Se poate face o distincție simplă între [29, 30, 31]:

Straturi compacte; interacțiunea cu gazele are loc numai la suprafața geometrică (Figura 2.2, astfel de straturi sunt obținute cu majoritatea tehnicilor utilizate pentru straturi de filme subțiri) și

straturi poroase; volumul stratului este, de asemenea, accesibil gazelor și în acest caz suprafața activă este mult mai mare decât cea geometrică (Figura 2.3, astfel de straturi sunt caracteristice tehnicilor peliculelor groase).

Figura 2.2. Reprezentarea schematică a unui strat compact de detectare cu reprezentări ale geometriei și a banzilor energetice; z0 este grosimea stratului de suprafață epuizat; zg este grosimea stratului și qVs îndoirea benzii. a) reprezintă un strat comprimat parțial epuizat ("mai gros"), b) reprezintă un strat complet epuizat ("mai subțire") [29, 30, 31].

Influența reacției gazului asupra concentrației sarcinilor libere de suprafață

În continuare, vor fi descrise diferite mecanisme care influențează concentrația purtătorilor de sarcină libere la suprafață (nS). La temperaturi între 100 și 500 ° C, interacțiunea cu oxigenul atmosferic conduce la ionosorbția sa în formele moleculare (O-2) și atomice (O-, O–) [29, 30, 31].

Este demonstrat de diferite tehnici spectroscopice de suprafață (de exemplu TPD, FTIR și ESR) că sub 150 °C domină forma moleculară și peste această temperatură domină speciile ionice [29, 30, 31]. Prezența acestor specii conduce la formarea unui strat de epuizare la suprafața oxidului de metal. Vom presupune că în cazurile examinate, acoperirea suprafeței este dominată de o specie. Speciile dominante depind de temperatură și, probabil, de dopanții de suprafață. Ecuația care descrie chemiadsorbția oxigenului poate fi scrisă astfel [29, 30, 31]:

(2.1)

Unde este o moleculă de oxygen din mediul ambiant, e- este un electron care poate ajunge la suprafață, ceea ce înseamnă că are suficientă energie pentru a depăși câmpul electric rezultat din încărcarea negativă a suprafeței. Concentrația sa se notează prin nS; nS = [e-]. S este o stare neocupată pentru chemiadsorpția oxigenului sau diferite defecte. este o species de oxigen chemiadsorbită cu:

α = 1 pentru forma ionizată;

α = 2 pentru forma ionizată dublu;

β = 1 pentru forma atomică;

β = 2 pentru forma moleculară.

Figura 2.3. Reprezentarea schematică a unui strat de senzor poros cu reprezentarea geometriei și benzilor energetic, unde λD – lungimea Debye, xg măeimea granulelor: (a) Granule mari; (b) Grnaule mici [29, 30, 31].

Chemisorbția oxigenului este un proces care are două părți: unul electronic și unul chimic. Acest lucru rezultă din faptul că adsorbția este produsă de captarea unui electron la o stare de suprafață, dar starea de suprafață nu există în absența atomului / moleculei adsorbite [29, 30, 31]. Acest fapt indică faptul că la începutul adsorbției, factorul limitativ este chimic, energia de activare pentru adsorbție / disociere, datorită disponibilității nelimitate a electronilor liberi în absența îndoirii benzii [29, 30, 31]. După construirea sarcinii de suprafață, o limitare puternică provine din bariera de potențial care trebuie să fie depășită de electroni pentru a ajunge la suprafață. Desorbția este controlată, încă de la început, atât de componente electronice, cât și chimice; energia de activare nu se modifică în timpul procesului dacă acoperirea nu este suficient de mare pentru a asigura interacțiunea între speciile chemisorbite [29, 30, 31]. Energiile de activare pentru adsorbție și desorbție sunt incluse în constantele de reacție, kads și kdes [29, 30, 31]:

(2.2)

Unde este concentrația totală al stărilor de adsorbție accesibile pentru speciile de oxigen, ocupate sau neocupate. Prin definirea θ ca acoperiea totală a suprafeței cu oxigen chemiadsorbit, putem defini [29, 30, 31]:

(2.3)

și folosind legea de conservare pentru stările de suprafață [29, 30, 31]:

(2.4)

putem scrie:

(2.5)

Ecuația (2.5) oferă o relație între acoperirea suprafeței cu oxigen adsorbit și concentrația de electroni cu suficientă energie pentru a ajunge la suprafață. Dacă electroporarea electronilor de la o granulă la alta controlează conducția electrică a stratului sensibil, această concentrație de electroni este cea care este implicată în conducție [29, 30, 31]. Ecuația (2.5) nu este suficientă pentru a găsi relația dintre nS și concentrația de oxigen în faza gazoasă, pO2, datorită faptului că acoperirea suprafeței și nS sunt legate. Avem nevoie de o ecuație suplimentară și putem folosi condiția electroneutrală combinată cu ecuația Poisson [29, 30, 31].

Figura 4 demonstrează benzile energetice în urma adosorbției oxigenului pe suprafața granulei. qVS este îndoirea benzilor energetice, z0 denotă grosimea stratului epuizat, iar A este aria acoperită. În cazul dat, VS este dat de relația [29, 30, 31]:

(2.6)

Figura 2.4. Benzile energetice în urma chemisorbției oxigenului pe suprafața unei granule. ESS denotă nivelul moleculei de oxigen adsorbită. Φ denotă lucrul de ieșire, χ denotă afinitatea electronilor și μ este potențialul electrochimic [29, 30, 31].

Iar nS este dat de relația [29, 30, 31]:

(2.7)

Ceea ce denotă că conductanța unui strat sensibil este dată de relația [32]:

(2.8)

La epxunerea diferitor gaze sau vapori de tip reducător, vor induce o indoirea a benzilor energetice (qΔV). Această modificare este dată de relația [32]:

(2.9)

Astfel, răspunsul la gaz (Raer/Rgas) depinde direct de modularea îndoirii benzilor energetice cauzată de adsorbția/desorbția speciilor de oxigen de pe suprafața oxidului de metal.

Figura 2.5. Ilustrarea influenței vaporilor de apă la temperatura camerei asupra ZnO. (a) Expunerea în aer fără molecule de apă și adsorbția moleculelor de O2 prin ionizarea ulterioară și formarea regiunii de epuizare a electronilor. (c) Diagrama benzii energetice a regiunii unui braț de tetrapod individual în secțiune transversală în aer. (b) Expunerea în atmosferă cu concentrație mare de vapori de apă și formarea de grupuri hidroxidice (OH-Zn) și îngustarea regiunii de epuizare a electronilor din cauza eliberării electronilor. (d) Graficul diagramei energiei din regiunea brațului individual al tetrapodului în secțiune transversală într-o atmosferă cu o concentrație mare de vapori de apă. În inserția (a, b) este prezentată formarea de grupări OH-Zn prin interacțiunea moleculelor de H2O cu oxigen (OO) și zinc (ZnZn) din ZnO și formarea vacanțelor oxigenului dublu ionizate () [33].

Influența vaporilor de apă

La temperaturi între 100 și 500 °C, interacțiunea cu vaporii de apă conduce la adsorbția moleculară a apei și a grupurilor hidroxilice. Moleculele de apă pot fi adsorbite prin hidroizolare sau hidrogen. Studiile TPD și IR arată că, la temperaturi de peste 200 șC, nu mai există apă moleculară la suprafață. Grupurile hidroxil pot apărea ca urmare a reacției acid / bază cu OH partajând perechile sale electronice cu starea acidică Lewis (ionul de metal) și lăsând atomul de hidrogen gata de reacție, poate cu oxigenul din rețeaua cristalină (baza Lewis) sau cu oxigen adsorbit. Studiile IR indică prezența grupurilor hidroxil legate la atomii de metale.

În continuare, ca exemplu, se va analiza situația adsorbției vaporilor de apă pe structurile de ZnO. Pentru alți oxizi de metale se consideră ca mecanismul să fie analogic. În cazul expunerii sub atmosferă care conține vapori de apă, moleculele de apă sunt adsorbite pe suprafața ZnO și reacționează după cum urmează cu Zn (din rețea ZnZn) prin generarea de electroni liberi care conduc la o scădere a rezistenței electrice (vezi Figura 2.5a și 2.5b) [33]:

(2.10)

unde ZnZn și OO sunt atomii de Zn și O din rețeaua ZnO, iar este o vacanță de oxigen. Procesul din ecuația dată este ilustrat în incluziunea din Figura 2.5. Astfel, prin creșterea concentrației de molecule de apă, mai multe stări de adsorbție pe suprafața ZnO sunt ocupate de grupe hidroxil, conducând la o acoperire mai mică cu molecule de oxigen și, prin urmare, la un răspuns la gaz mai mic (vezi Figura 2.5a, 2.5b) [32, 33]. De asemenea, lățimea regiunii de epuizare a electronilor este redusă considerabil, conducând la o îndoire redusă a benzii energetice în sus (qVs2, vezi Figura 2.5d).

Senzori de acetonă

Acetona (cunoscută și sub denumirea de propanonă sau dimetilcetonă) este cea mai simplă cetonă și este un compus organic volatil. Este un lichid incolor cu miros caracteristic, fiind utilizat ca solvent organic și ca reactant într-o serie de procese de termoliză și reacții de sinteză în chimia organică. Ea face parte din grupa cetonelor, caracteristic pentru structura acetonei este gruparea carbonilică de care se leagă două grupări metil.

Au fost raportați o serie de senzori de actonă, care poate detecta vaporii direct din expirația umană. De exemplu Wang et al., a elaborate un senzor în baza nanoparticulelor de WO3 dopate cu Cr, cu posibilitate de detectare a concentrațiilor mai mici de 1 ppm [34]. Kao et al., a elaborat un senzor de acetone în baza unui transistor cu efect de cîmp cu un strat ultra-subțire de InN (10 nm) [35]. Alte materiale pe des utilizate pentru detectarea acetonei sunt In2O3, WO3, ZnO, LaFeO3, TiO2, GaN, etc. [35].

Oxidarea moleculelor de acetonă prin intermediul oxigenului adsorbit la suprafață poate fi exprimat după cum urmează [7]:

(2.10)

În rezultat generarea de electroni liber conduce la micșorarea stratului epuizat și micșorarea barierei de potențial la suprafața granulelor. Pentru oxizii de metale de tip-n, aceasta va conduce la micșorarea rezistenței. O comparare a parametrilor senzorilor de acetonă este demonstrată în Tabelul 2.1.

Tabelul 2.1. Senzori de acetonă în baza oxizilor de metale. Datele sunt luate din ref. [36] și ref. [7].

Caracterizarea materialului sensibil folosit în lucrarea dată

În calitate de senzori de vapori de acetonă s-au folosit următoarele materiale elaborate la Departamentul de Microelectronică și Inginerie Biomedicală:

Rețele de nanofire de oxid de fier – α-Fe2O3;

Pelicule nanostructurate de oxid de zinc – ZnO dopate cu ioni de argint (ZnO:Ag). Detaliile despre acest material au fost expuse în detalii în lucrările [37, 38].

Datorită stabilității ridicate în condiții ambiante și a activității catalitice ridicate în reacția de dehidrogenare și reacția de deschidere a inelului de hidrocarburi, nanostructurile de α-Fe2O3 (hematite) au fost studiate mai intens ca material de detectare pentru senzorii de gaze decât alți oxizi de Fe, cum ar fi Fe3O4 (magnetit) și FeO (wustite) [7]. Fe3O4 este cunoscut ca un oxid de metal de tranziție foarte ieftin și netoxic care a fost utilizat pe scară largă ca material anod pentru bateriile litiu-ion datorită conductivității electronice ridicate [7, 39], pentru livrarea controlată a medicamentelor și aplicații biomedicale imagistice datorate biocompatibilității și proprietăților superparamagnetice [7], catalizator catodic pentru celulele de combustie [7], etc. Cu toate acestea, a fost mai puțin studiat ca material de detectare a gazelor [39], în special ca faze amestecate cu α-Fe2O3 și Fe3O4 sau heterostrucuri [39].

Pe de altă parte, utilizarea rețelelor de nanofire (NW) ca materiale de detectare este o modalitate foarte eficientă de a îmbunătăți capacitățile senzorilor de detectare a gazelor, care au fost demonstrate pentru SnO2 NWs [40], CuO NWs [41], ZnO NWs [42], tetrapozi de ZnO [43], precum și pentru un singur NW [44]. NW de oxizi metalici sunt candidați perfecți pentru senzori de gaze performnați, datorită unor mecanisme specifice care depind în mare măsură de porozitatea foarte mare și de raportul suprafață-volum înalt al nanomaterialelor [7, 43]. Inspirat de aceste rezultate promițătoare în domeniul dispozitivelor de detectare, grupul nostru sa concentrat pe explorarea proprietăților de detectare a gazului pentru un alt nanomaterial important de oxid de metal, și anume oxid de fier pentru fabricarea senzorilor foarte selectivi pentru compuși organici volatili (COV).

Metoda elaborată este foarte simplă și cost-eficientă, și se bazează pe oxidarea termică a microparticulelor de Fe (99.99% Aldrich) în mediul ambiant. Diametrul microparticulelor este de 1 – 10 μm. Procesul de sinteză este ilustrat în Figura 2.6. În prima etapă, pe un substrat de sticlă, pe care deja au fost depuse contacte electrice din Au/Cr (170 nm/ 10nm) au fost depuse microparticulele de Fe. Pasul următor prezintă oxidarea termică în sobă electrică la 255 șC timp de 24 de ore.

Figura 2.6. Ilustrarea schmatică a procesului de sinteză a structurilor senzori în baza rețelor de nanofire de Fe2O3: (a) plasarea microparticulelor de Fe pe un substrat de sticlă, pe care deja ua fost depuse contacte electrice din Au/Cr; (b) Oxidarea termică în sobă electrică; (c) Rețelele de nanofire de Fe2O3.

Tabelul 2.2. Metode de sinteză a nanofirelor de oxid de fier. Datele sunt luate din Ref. [7].

Soluția chimică și metodele bazate pe sol-gel constau în sinteza în mai multe etape și calcinări finale la temperaturi relativ ridicate, de la câteva ore la 24 de ore, pentru a îmbunătăți cristalinitatea probelor sau pentru a transforma materialul inițial în α-Fe2O3 [45]. Tehnologia elaborată cu o temperatură relativ scăzută de oxidare (255 C) este foarte aproape de una dintre cele mai mici valori raportate în literatura de specialitate de 250 ° C [7]. Cu toate acestea, metoda elaborată nu necesită depunerea materialului sursă inițială pe diferite substraturi prin metodele care implică mai multe etape sofisticate și costisitoare decât în ​​activitatea curentă. De asemenea, se poate obține o densitate mai mare de nanofire datorită timpului mai lung de oxidare. Un alt avantaj important este faptul că metoda elaborată nu are nevoie de sisteme sofisticate și scumpe de vacuum și de echipamente pentru fluxul de gaze pentru creșterea probelor. Acest lucru reduce în mod substanțial costul și simplitatea fluxului tehnologic de fabricare a dispozitivelor, datorită a mai puține etape tehnologice și implicării minimale a echipamentelor costisitoare. În cazul nostru, materialul de detectare este integrat direct pe substrat cu contacte Au/Cr. Proprietatea de anti-aglomerare este rezultatul morfologiei compuse a micro-particulelor oxidate și îmbunătățește, în esență, difuzia de gazelor și speciilor biologice în rețelele formate și nanopori [7]. Multe metode prezentate în Tabelul 2.2 necesită o dispersie suplimentară a oxidului de fier pe substraturi, astfel încât aglomerarea este inevitabilă [7].

Proprietățile fizice, chimice și structurale ale nanofirelor de α-Fe2O3 au fost cercetate în detaliu și publicate în Ref. [7]. Astfel cercetările au demonstrat cristalinitatea înaltă a nanofirelor. În cazul oxidării la 255 șC timp de 24 de ore s-a observat cea mai mare densitate de nanofire pe suprafața microparticulelor de Fe oxidate. În cazul oxidării timp de 6 ore nu s-a observat creșterea nanofirelor pe suprfață. Diametrul nanofirelor de este de 15 – 50 nm iar lungimea nanofirleor de de aproximativ 10 μm. În general lungimea nanofirleor (L) la oxidarea termică a metalelor depinde de timpul de oxidare (t) conform relației L = At0.5-x. Caracterizările chimice și structurale au demonstrat prezența a mai multor faze de oxide de fier, precum Fe3O4 și FeO. Însă cercetările detaliate a nanofirelor au demonstrat că ele sunt monocristaline și sunt compuse total din α-Fe2O3, astfel Fe3O4 și FeO provine de la microparticulele oxidate.

Figura 2.7. Imaginele SEM al microparticulelor de Fe oxidate la 255 șC timp de 24 de ore [7].

Măsurările la gaze au demonstrat o selectivitate înaltă la vaporii de acetonă față de alți vapori organici volatili și gaze, precum etanolul, amoniacul ți gazul de hidrogen (vezi Figura 2.8). Astfel, pentru o concentrație de 100 ppm a gazelor, cel mai mare răspuns l-a demonstrat la gazele de acetonă (Raer/Rgaz ~ 125, vezi Figura 2.8b). Temperatura optimală de operare pentru vaporii de acetonă este de 250 șC (vezi Figura 2.8a). De asemenea, senzorii au demonstrat un răspuns și recuperare relativ rapidă la vaporii de acetonă (vezi Figura 2.8c).

Figura 2.8. (a) Răspunsul la gaze față de temperatura de operare a rețelelor de α-Fe2O3. (b) Selectivitatea senzorului la temperatura de operare de 250 șC. (c) Răspunsul dinamic la diferite concentrații de vapori de acetonă la temperatura de 250 șC. (d) Dependența răspunsului la gaze față de concentrația de gaz.

Luînd în considerație rezultatele excelente la vaporii de acetonă a nanofirelor de α-Fe2O3, și anume

sensibilitatea și selectivitatea înaltă, precum și costul scăzut de fabricare, acest material a fost ales în

calitate de senzor pentru aplicația care urmează a fi elaborată, și anume de detectare a vaporilor de

acetonă în expriația umană.

Elaborarea dispozitivului de diagnoză neinvazivă. Metode SW/HW abordate în proiect

Descrierea proiectului

Diagrama structurală a proiectului este alcatuită din 6 părți componente, care interacționează dupî cum este ilustrat in Figura 2.x. Partea de senzoristică este alcătuită din senzor în baza de nanofire de α-Fe2O3. Partea analogică este alcătuită dintr-un circuit electronic la care este posibil de conectat diferite tipuri de materiale cu un interval larg de rezistențe (de la 1 MΩ pînă la 100 MΩ). Partea digitală, de control și procesare este bazată pe microcontroler de tip ATMega 2560, care dispune de o frecvență de lucru de 16MHz care ne permite cu ușurință să procesăm și sa vizualizăm într-o formă comodă datele care le obținem la ieșirea senzorului. În proiectul dat este implementată și posibilitatea de salvare a datelor în memoria microcontrolerului, care este suficientă pentru un volum de date care ar permite analiza obiectivă a datelor. Interfața cu utilizatorul este formată dintr-un display marca Nextion care vine cu touch de tip rezistiv, ceea ce permite crearea unei interfețe dinamice și ușor de manevrat. Interfața USB permite conexiunea cu PC-ul cu scop de stocare și analiză a datelor în timp. Dispozitivil va fi alimentat de la o baterie de 9 V care prin intermediul la un DC-DC convertor va fi furnizată tensiunea către dispozitiv.

Figura 2.9 Diagrama structurală a proiectului

Componenta de procesare

Componenta de procesare este bazată pe microcontroler de tip ATMega2560 care reprezintă un microcontroler pe 8 biți de tip RISC care combină memoria flash ISP de 256KB, 8KB SRAM, 4KB EEPROM, 86 de linii I / O de uz general, 32 de registre de lucru de uz general, contor în timp real, șase timere flexibile / contoare cu moduri de comparare, PWM, 4 USART-uri, interfață serială orientată pe 2 fire, 16 canale pentru convertor A / D pe 10 biți și o interfață JTAG pentru depanare pe cip. Dispozitivul atinge un debit de 16 mips la 16 MHz și funcționează între 4,5-5,5 volți. Prin executarea unor instrucțiuni puternice într-un singur ciclu de ceas, dispozitivul atinge o viteză de transfer apropiată de 1 MIPS per MHz, echilibrând consumul de energie și viteza de procesare.

Figura 3.0 Placa de dezvoltare Arduino MEGA2560 și părțile componente

Comunicarea

Arduino Mega2560 dispune de o serie de facilități pentru comunicarea cu un calculator, un alt Arduino sau cu alte microcontrolere. ATmega2560 furnizează patru UART-uri hardware pentru comunicarea serială TTL (5V). Un ATmega8U2 de pe placa de canale o prin canalul USB oferă un port virtual pentru software-ul de pe computer (masinile Windows vor avea nevoie de un fisier .inf, dar sistemele OSX si Linux vor recunoaste automat placa ca port COM., Care include un monitor serial care permite trimiterea de date textuale simple și de la bord. LED-urile RX și TX de pe bord vor clipi atunci când datele sunt transmise prin cipul ATmega8U2 și conexiunea USB la computer (dar nu pentru comunicarea serială pe pinii 0 și 1).

În Figura 2.x este prezentată schema bloc a programului pentru microcontroler. Programul pentru microcontroler vine impreună cu cu unele componente pentru display care pot fi setate direct din softul de editatere a interfeței display-ului. Sub aspect general succesiunea de funcționare a programului începe cu declararea variabilelor care se vor folosi pe parcursul de funcționare, și a obiectelor utilizate în lucru cu display-ul, dupa care se face inițializarea canalului de comunicare care se va utiliza la comunicarea cu display-ul și inițializarea modulului ADC utilizat în preluarea și convertirea datelor de la modulul analogic al sistemului. După ce datele sunt preluate este necesar ca acestea să fie prelucrate și aduse sub o formă comodă pentru citire și de transmitere a informației utile. În următoarea etapă datele prelucrate se transmit către display pentru vizualizarea acestora în compartimentul preconfigurat cu acest scop.

Figura 2.x Schema bloc a programului

Interfața cu utilizatorul

Interfațarea cu utilizatorul este formată dintr-un display marca Nextion model NX4024T032_011R care dispune de funcționalitate touch, acesta reprezintă o soluție care oferă o interfață de control și vizualizare între utilizator și dispozitiv. Nextion include parte hardware (plăca TFT) și parte software (editorul Nextion). Placa TFT Nextion utilizează un singur port serial pentru a comunica. Acesta permite ușurarea procesului de transmitere a datelor intre microcontroler și display, și utilizarea a unui numar mai mic de pini pentru conectarea display-ului. În scop de eficiență și economisire de timp vine în ajutor editorul Nextion cu componentele de masă, cum ar fi butonul, textul, bara de progres, glisorul, panoul de instrumente etc., pentru a îmbogăți designul de interfață. Funcția de "drag-and-drop" asigură limitarea timpului pentru programare, ceea ce va reduce 99% din volumul de lucru pentru dezvoltare.

Figura 2.x Vizualizarea display-ului

a)vizualizarea din față b)vizualizarea din spate

În figura de mai sus este reprezentat display-ul și componentele lui, acesta dispune de de un slot pentru SD prin intermediul căruia se încarcă programul obținut în editorul Nextion în memoria display-ului.

Figura 2.x Interfața principală și componentele de bază a programului de creare a interfeței cu utilizatorul

Din figura de mai sus petem evidenția următoarele componente:

1. Meniul principal

2. Componente

3. Biblioteca de imagini: Importați resursele de imagine de care aveți nevoie. Font Library: Stocarea fontului creat de editorul de fonturi.

4. Zona de afișare

5. Page Area: Editați pagina în această zonă

6. Atribute Zona de editare: Editați atributele componentelor și paginilor, cum ar fi valoarea, culoarea unei componente de text.

7. Fereastra de ieșire a compilatorului: dacă apar erori, ele vor fi afișate în această zonă.

8. Zona evenimentului: Se scriu câteva coduri simple aici. Când evenimentul este declanșat, codurile care se scriu vor fi declanșate. De exemplu, se trimite o comandă la UART când se eliberează o componentă de buton.

În Figura 2.x este prezentată schema funcțională a aplicației și interconexiunea dintre componente. Astfel interfața se începe cu pagina 1 în care avem posibilitatea să accesăm meniul de vizualizare a datelor deja salvate în memoria sau să accesăm pagina cu meniul care indică tipul de măsurare care se dorește să se realizeze. Cînd se accesează pagina de citire a datelor, în momentu accesării este necesar ca sa se realizeze procesul de suflare asupra senzorului, dupa care se afișeaza rezultatul. Din această pagină se acceseaza meniul de salvare a datelor unde se seteaza data și ora pentru valoarea citită.

Figura 2.x Meniul dispozitivului și modul de interacțiune a paginilor

Circuitul de alimentare

Schema electrică principială este prezentată în Figura 2.9 și este bazată pe microcircuitul LM2576 care reprezintă un convertor DC-DC Step Down cu o tensiune de ieșire reglabilă și un curent maximal de 3 A. În cazul dat cu ajutorul unui transformator tensiunea de la rețea este transformată în 12 V, apoi redresată cu ajutorul unuei punți de diode și transformată în DC cu ajutorul unui condensator.

Figura 2.9. Schema electrică principială al sursei de alimentare

Circuitul de măsurare a senzorului

În Figura 2.10 este prezentată schema electrică principială a circuitului de măsurare a senzorului în baza nanostructurilor de oxizi semiconductori (precum Fe2O3, ZnO, CuO, etc.). Circuitul este proiectat în așa mod ca sa fie posibil de conectat diferite tipuri de materiale cu un interval larg de rezistențe (de la 1 MΩ pînă la 100 MΩ). Acest interval a fost determinat pe cale experimentală, măsurînd rezistența la tempereatura camerei la o serie de senzori în baza diferitor nanostructuri de oxidizi de metale, precum Fe2O3, ZnO dopat cu diferite impurități, CuO dopat cu diferite impurități și SnO2.

Figura 2.10. Schema electrică principială a circuitului de măsurare a senzorului.

Principiul de lucru al senzorului în baza oxizilor semiconductori constă în modificarea rezistenței din cauza adsorbției/desorbției speciilor gazoase (precum vaporii de acetonă). În cazul speciilor gazoase reducătoare, precum sunt vaporii de acetonă, rezistența senzorului va scădea (precum a fost descris mecanismul de detectare a gazelor în capitolul respectiv). Astfel, scopul cirucitului de măsurare este convertirea modificării rezistenței sub influența speciilor gazoase în modificare de tensiune, pentru a putea fi citită mai departe de către microprocesor cu ajutorul modului CAD (convertor analogic-digital) pe 8 biți.

La baza circuitului de măsurare se află un circuit simplu de amplificare neinversor (vezi Figura 2.10). În calitate de amplificator operațional a fost ales LM324-N cu o putere mică de consum (low-power) și o impedanță de intrare mare (1 GΩ), care este mult mai mare decît intervalul de măsurare preconizat. Alte avantaje ale amplificatorului de tipul dat sunt: costul mic, un factor de amplificare înalt al tensiunii în curent continuu (100 dB), o bandă largă de frecvențe (1 MHz) cu compensare de temperatură și un offset mic de tensiune (2 mV). Pentru conecțiunea dată (neinversoare), tensiunea de ieșire (VOUT) va fi egală conform relației:

(2.11)

unde VIN este tensiunea de intrare la pinul neinversor, R2 reprezintă rezistența senzorului de măsurat în absența speciilor gazoase de interes (precum acetona, etc.), iar RTOT = R3 + R4 + R5 + R6 + R7. Tensiunea de intrare VIN se instalează cu ajutorului unui divizor de tensiune în baza unui potențiometru R1. Capacitatea C1 a fost introdusă pentru a evita zgomotele de frecvență înaltă al tensiunii de alimentare. Rezistențele R3 = R4 = R5 = R6 = R7 = 10 MΩ au fost introduse pentru a fi posibil de modificat factorul de amplificare prin intermediul conectoarelor S1 și S2, care reprezintă niște JUMPere.

Deoarece rezitența minimă de măsurare a fost aleasă de 1 MΩ și luînd în considerație că S1 și S2 nu sunt conectate, factorul de amplificare (G) în cazul dat va fi G = 1 + (50 MΩ/1 MΩ) = 51. Daca conectăm S1, factorul G = 1 + (30 MΩ/1 MΩ) = 31, și dacă conectăm S1 și S2, factorul G = 1 + (10 MΩ/1 MΩ) = 11. Luînd în considerație tensiunea maximală de ieșire a amplificatorului LM324-N de 3.7 V, tensiunea de intrare VIN nu poate fi mai mare de 70 mV (pentru facotrul de amplificare maximal, adică de 51 cînd S1 și S2 nu sunt conectate). Pentru cazul cînd rezistența senzorului este maximală, adică 100 MΩ, se va deconecta S1 și S2 pentru a obține G = 1.5. Astfel, apare o flexibilitate înaltă de reglare a intervalului de tensiune pentru măsurarea cu ajutorul CAD.

Daca să analizăm cazul cu rezistența senzorului de 10 MΩ și factorul de amplificare 6 (adică S1 și S2 este deconectat), în timpul lucrului rezistența senzorului va scădea, ceea ce conform Ecuației 2.11 va duce la majorarea tensiunii VOUT din cauza măririi factorului de amplificare G. Dacă să presupunem că rezistența va scădea de la 10 MΩ la 5 MΩ, tensiunea de ieșirea inițială de 0.6 V (pentru VIN = 100 mV) se va mări la 1.1 V.

Figura 2.11 prezintă dependența factorului de amplificare (G, coloana din stînga) și a tensiunii de ieșire (VOUT, coloana din dreapta) a circuitului de măsurare a senzorului față de răspunsul senzorului (%) pentru trei cazuri a rezistenței senzorului (R2), și anume rezistența minimă de 1 MΩ, 10 MΩ și rezistența maximă de 100 MΩ. Astfel se pot observa urmatoarele tendințe: (i) Pentru senzorii cu rezistența mai mică factorul de amplificare este maximal, și respectiv este nevoie de o tensiune de intrare mai mică; (ii) Pentru senzorii cu rezistența maximală factorul de amplificare se micșorează și respectiv este nevoie de o tensiune de intrare mai mare; (iii) Cu micșorarea RTOT (micșorarea factorului de amplificare a cricuitului prin conectarea S1 și S2) este nevoie de o tensiune de intrare mai mare pentru toate cazurile, indiferent de rezistența senzorului. Parametrii circuitului se vor ajusta în conformitate cu rezistența senzorului și răspunsul acestuia. Respectiv pentru un răspuns mai mic al senzorului se va folosi RTOT și o tensiune de intrare (VIN) mai mare pentru a obține o variație mai mare a tensiunii la ieșirea circuitului de măsurare a senzorului. În concluzie, schema dată este foarte flexibilă pentru o gamă largă de senzori cu un interval de aproximativ două ordine a rezistenței, ceea ce este foarte important din cauza că rezistența oxizilor de metale la temperatura camerii este relativ mare.

Figura 2.11. Dependența factorului de amplificare (G, coloana din stînga) și a tensiunii de ieșire (VOUT, coloana din dreapta) a circuitului de măsurare a senzorului față de răspunsul senzorului (%): (a,b) R2 = 1 MΩ, VIN = 50 mV; (c,d) R2 = 10 MΩ, VIN = 100 mV; (e,f) R2 = 100 MΩ, VIN = 750 mV.

Figura 2.12a și 2.12b prezintă cablajul imprimat (efectuată în Sprint-Layout 6.0) și imaginea optică a circuitului de măsurare a senzorilor în baza oxizilor semiconductori. Ieșirea senzorului se va conecta respectiv la modulul CAD al microprocesorului. Figura 2.12c demonstrează răspunsul în timp real al circuitului de măsurare la care este conectat un senzor în baza nanofirelor de Fe2O3. După cum se observă, senzorul are un timp de răspuns rapid și o recuperare completă, ceea ce corespunde măsurărilor directe a senzorilor, ceea ce demonstrează eficiența înaltă a circuitului elaborat.

Figura 2.12. (a) Cablajul imprimat (efectuată în Sprint-Layout 6.0); (b) imaginea optică a circuitului de măsurare a senzorului.

TESTAREA DISPOZITIVULUI ELABORAT

Testarea senzorilor

ARGUMENTAREA ECONOMICĂ

4.1. Descrierea generalizată a proiectului

Metodele de diagnoza noninvazive devin mult mai proeminiente in diagnoza diferitor maladii datorita metodelor de monitorizare simple si fara durere. In ziua de azi un sir de cercetari se realizeaza cu scopul de analiza si cercetare a metodelor de diagnostic noninvaziv prin care se enumera bolile pulmonară, stresul oxidativ, boala gastrointestinală, tulburările metabolice, infecția cu Helicobacter pylori, isuficienta renala si determinarea nivelului de glucoza din singe ca alternativa metodelor invazive de monitorizare a glicemiei s.a.. Îmbunătățirea tehnologiilor analitice și promisiunea evidentă a COV ca biomarkeri pentru diagnosticul bolilor au dezvoltat tendinta de a folosi drept alternativa diagnosticului invaziv metode neinvazive prin analiza COV din respiratie, deoarece acestea sunt nedureroase si datorita faptului ca o circulatie completa a singelui prin corpul uman dureaza mai putin de 2 minute, aceasta ne permite sa analizam COV care provin din metabolismul tuturor celulelor.

Analiza tuturor datelor din studiile clinice [33] arată că, între 1997 și 2016, în jur de 450 de studii au utilizat sau utilizează un anumit tip de analiză a respirației în fluxul lor de lucru. În această perioadă de timp sa înregistrat o creștere a numărului anual de studii clinice, începând cu analiza de respirație utilizată, indicând creșterea interesului pentru testele de acest tip.

Astfel in practica clinica sunt aprobate deja anumite teste de diagnostic care se fac in baza COV din respiratiei umane. O importanta deosebita din totalitatea metodologiilor de determinare a nivelului de glicemie prin metode noninvasive o capata metoda ce tine de monitorizarea nivelului de acetone din respiratia umana.

Tabelul 4.1. Analia SWOT a proiectului

Avantajele si performanta dispozitivului dat o constituie posibilitatea de utilizat in conditii de casa pentru monitorizarea nivelului de glicemie a pacientilor cu diabet zaharat sau cu alte tipuri de disfunctii in care este necesar de monitorizat nivelul de glucoza din singe prin metoda neinvaziva, si posibilitatea de introdus si pastrat datele in memoria dispozitivului , ceea ce ar usura si imbunatati procesul de monitorizare a glicemiei.

In scopul de a obtine concluzia despre efecienta si succesul implementarii proiectului, este necesara o analiza amanuntita nu doar a avantajelor dispozitivului ci si a tuturor factorilor care pot influienta procesul de de realizare a proiectului. Factorii analizați trebuie sa cuprindă atât caracteristicele de termen scurt, cât și caracteristicele de termen mediu și lung. În scopul identificării raționalității proiectului se efectuează analiza mediului extern și celui intern al proiectului. Pentru aceasta se folosește metoda generală – Analiza SWOT, cu ajutorul căreia se analizează punctele puternice și cele slabe ale proiectului.

Analizind Tabelul 4.1 observăm numărul punctelor forte și a oportunităților întrece numărul punctelor slabe și a riscurilor (9 la 4). Deci se creează o premisă pozitivă pentru a dezvolta proiectul. Pentru a fi siguri de reușita acestuia, o analiză a cadranelor punctelor slabe și a riscurilor, pot da naștere la posibilități de a le limita, sau transforma riscurile în oportunități.

4.2 Planificarea etapelor de dezvoltare a proiectului

La proiectarea oricărui proiect este nevoie de a stabili planul calendaristic al acestuia. Pentru aceasta se determină etapele proiectării și duratele fiecărei etape. De obicei, proiectarea dispozitivelor au tangențe aproape în majoritatea cazurilor, însă există și câteva etape personalizate. Câteva dintre etape sunt dependente una de altele, iar alte etape pot fi efectuate independent de planul stabilit. De asemenea, aceste etape paralele, sunt acele etape care au ca punct de plecare cercetarile si realizarea componentelor senzorice si crearea unei literaturi specifice care face trimiteri si la literatura și documentarea deja existent, si etapele ce tin de partea de realizarea a dispozitivului si de aici se poate efectua o analiză asupra perioadelor de realizare a proiectului.

Termenele limită pentru fiecare etapă de dezvoltare sunt aproximate pe baza experiențelor precedente, la care se adaugă un interval de timp necesar pentru rezolvarea problemelor eventual apărute. Pentru a înțelege mai bine modul în care s-a redus timpul total de dezvoltare a proiectului se realizează diagrama Gantt.

Diagrama Gantt (reprezentată în Figura 4.1) reprezintă distribuirea cronologică a timpului planificat etapelor de dezvoltare a proiectului. Totodată, pe această diagramă se poate observa ușor etapele ce se pot efectua concomitent și modul lor de paralelizare.

Orce proiect necesita un plan calendaristic binestabilit, din acest motiv se planifica graficul lucrarilor si durata fiecarei lucrari. In mare masura la proiectarea unui dispozitiv sunt unele etape generale dar si unele specific proiectului. Unele etape se pot desfasura independent de altele iar unele se pot executa dependent si doar intr-o ordine binestabilita.

Figura 4.1. Diagrama Gantt de distribuire a timpului pe etapele de dezvoltare.

Deoarece din proiectul dat cea mai mare parte o constituie cercetările științifice, valoarea acestuia este puține mai mare. Costul produsului finit depinde în mare parte de cheltuielele materiale. O dată cu elaborarea și optimizarea procesului tehnologic la producția în masă toate cheltuielele suplimentare și foarte costistitoare, precum instalațiile de cercetare, se compensează.

Luînd în considerație că durata zilei de muncă constituie 8 ore în continuare este prezentat planul calendaristic al proiectului în Tabelul 4.2 care include etapele, durata fiecărei etape, executanții etapei și termenul de realizare.

Deci, total număr de zile de la începutul proiectării, realizarea dispozitivului până la exploatarea acestuia s-au estimat 152 zile (în mediu 3 luni de zile).

Persoanele responsabile pentru executarea sarcinilor descrise în planul calendaristic sunt după cum urmează:

Conducător de proiect(CP)

Cercetator științific(CȘ)

Inginer (I)

Programator(P)

Consultant la partea economică(CE)

Tabel 4.2 Biblioteca lucrarilior pentru proiect

Mai jos, urmează reprezentarea planului calendaristic cu ajutorul grafului-rețea. În fiecare eveniment va fi reprezentat fiecare etapă, cu timpul său devreme și târziu de lucru, apoi calcularea timpului de rezervă pentru fiecare eveniment. În urma elaborării acestui graf, se va observa drumul critic al sistemului nostru proiectat, care va fi reprezentat sub o săgeată de linie roșie. Formulele cu ajutorul cărora vom putea stabili timpul deplin și lung al fiecărei locații, plus aprecierea drumului critic vor fi prezentate mai jos.

Figura 4.2. Graful-rețea de executare a lucrărilor de proiectare

În continuare se vor reprezenta formulele de calcul al drumului critic:

(4.1)

Condițiile necesare satisfacerii aprecierii drumului critic:

(4.2)

4.3. Estimarea cheltuielilor de proiect

Deoarece din proiectul dat cea mai mare parte o constituie cercetările științifice, valoarea acestuia este puține mai mare. Costul produsului finit depinde în mare parte de cheltuielele materiale. O dată cu elaborarea și optimizarea procesului tehnologic la producția în masă toate cheltuielele suplimentare și foarte costistitoare, precum instalațiile de cercetare, se compensează. În cadrul cheltuielelor intră următoarele:

Cheltuielele directe;

Cheltuielele pentru plata lucrului salariaților și deflacările în fondul social;

Cheltuiele indirecte.

În dependență de resursele financiare alocate, complexitatea proiectului, termenul de îndeplinire, experiența și nivelul profesionist se formează un anumit grup de executanți, care sunt în stare să îndeplinească toate lucrările necesare pentru proiect. În Tabelul 4.3 este prezentată componența grupei de lucrători. Defalcările în fondul social constituie următoarele taxe de stat:

Fondul social (FS) care constituie 23 % conform legislației în vigoare pentru anul 2013;

Asigurarea medicală (FAM) care constituie 4,5 %.

În continuare sunt descrise cerințele și capacitățile de care trebuie sa dispună personalul angajat. Modul de conlucrare a acestora a fost descris în subcapitolul 4.1 – Planificarea etapelor de dezvoltare a proiectului.

Conducatorul de proiect – e necesar de a poseda cunoștințe referitor la managementul unei echipe mici, cunoștințe in domeniul promovării produselor. Cunoștințele în domeniul tehnicii de calcul sunt un avantaj. Cunoașterea limbii engleze este obligatorie. Perioada de implicare în proiect – 40 zile. Regimul de lucru – în oficiu. Volumul de lucru este de a direcționa personalul în scopul realizării unui dispozitiv de diagnostic noninvaziv in baza oxizilor semiconductori .

Inginer electronist – necesita abilitati si cunostințe în domeniul electronic, funcția lui în proiect este de a realiza componenta HW și funcția de testare a componentei HW. Perioada de implicare în proiect – 24 zile. Regimul de lucru – în oficiu.

Cercetător științific – este persoana care v-a efectua cercetările în direcția dezvoltării metodei de sinteză a materialului semiconductor, caracterizarea morfologiei, efectuarea măsurarilor și compararea rezultatelor cu cele din literature de specialitate. Perioada de implicare în proiect – 105 zile. Regimul de lucru – în oficiu.

Programator – este necesar de a poseda cunoștințe medii sau cunoștințe profunde cu privire la limbajul de programare C/C++. Perioada de implicare în proiect – 16 zile. Regimul de lucru – în oficiu. Volumul de lucru este dezvoltarea modulelor și asamblarea acestora într-o aplicație prin intermediul căreia se v-a controla dispozitivul.

Consultant economist – efectueaza activitati de cercetare, de monitorizare a datelor, de analizare a informatiilor si pregatesc rapoarte si planuri pentru a rezolva problemele economice si de afaceri, dezvolta modele de analiza, explica si prognozeaza comportamentul economic. Perioada de implicare în proiect – 4 zile. Regimul de lucru – în oficiu.

Tabelul 4.3. Componența grupului de lucrători si FRM

În tabelul 4.7 sunt prezentate cheltuielile privind retribuirea muncii. În același tabel sunt incluse și defalcările în Fondul de Asigurări Sociale(FS) și Primele de Asigurare Medicală(FAM).

Salariul final va fi calculat conform formulei:

(4.3)

unde Sf – salariul final, lei

St – salariul tarifar, lei

N – numărul de zile implicat în proiect,

Nt – numărul de zile lucrătoare într-o lună.

Calcularea salariului tarifar pentru fiecare salariat:

Indicele indică salariul persoanei cu numărul de ordine respectiv în tabelul 4.7.

Calcularea valorilor contribuțiilor în Fondul Social și a Primelor Asigurărilor Medicale Obligatorii:

(4.4)

, (4.5)

Unde Frm – fondul de retribuire a muncii, lei

Cfs – cota contribuțiilor de asigurări sociale de stat obligatorii, se aprobă fiecare an prin Legea Bugetului asigurărilor sociale de stat.

Cam – Cota primei de asigurare obligatorie de asistență medicală, se aprobă fiecare an prin Legea Republicii Moldova „Privind fondurile asigurării obligatorii de asistență medicală”.

Calcularea valorilor contribuțiilor în Fondul Social și a Primelor Asigurărilor Medicale Obligatorii:

F

Pentru a afla consumul total pentru retribuirea muncii, se va calcula suma:

unde Ct – consumul total pentru retribuirea muncii, lei

Sft – salariul final total, lei

FSt – valoarea totală a retribuțiilor în Fondul Social, lei

FAMt – valoarea totală a Primelor pentru Asigurarea Medicală Obligatorie, lei.

Astfel, .

consumuri materiale de cercetare

a) fonduri circulante – sunt bunurile și valorile care participa la un singur circuit economic, fiind deținute pe termen scurt (mai mic de un an) de către proiectant. Aceasta categorie de active este importantă pentru finanțarea curenta a activității unei companii. Prezentarea materialelor utilizate este indicată în tabelul 4.3.

Tabelul 4.3 Fonduri circulante

b) fonduri fixe – sunt acele obiecte tangibile sau ansambluri de obiecte aflate in proprietatea unei întreprinderi, deținute in scopul obținerii de venituri care nu vor fi consumate sau vândute intr-un interval de timp mai mare de un an și au o valoare de intrare mai mare de 2000 lei. Reprezentarea fondurilor fixe, care vor participa nemijlocit la elaborarea soft-ului se pot vizualiza în tabelul 4.4.

Tabelul 4.4 Fonduri Fixe

Calculul uzurii fondurilor fixe pentru mijloacele tehnice implicate la elaborarea soft-ului se calculează după formula:

(4.7)

unde, – costul inițial al utilajului,

– norma de uzură anuală a utilajului (25%),

– timpul de utilizare a utilajului în proiect.

Calculele uzurii fondurilor fixe:

cheltuieli indirecte – cheltuieli care se includ in costurile de secție, salariile directe, costuri de întreținere, telefoane, lumina etc. Datele acestor cheltuieli vor fi prezentate în tabelul 4.7.

Pentru calculul cheltuielelor de energie electrică se va lua în considerație timpul de utilizare a utilajului, numărul instalațiilor sau dispozitivelor și tariful energiei electrice (1kW/h costă 1.58). Se va considera că ziua de muncă are o duată de 8 ore. Puterea de consum al utilajului utilizat este generalizată în Tabelul 4.5. Calculul energiei utilizate a fost efectuată conform relației 4.8:

(4.8)

Unde – energia consumată de utilaj, – puterea consumată de utilaj, – timpul de funcționare al utilajului.

Tabelul 4.5. Puterea de consum al utilajului utilizat.

Tabelul 4.6 Cheltuieli indirecte

Sursa: elaborată de autor

Calculul cheltuielilor pentru toată durata de elaborare a proiectului:

(4.9)

unde, – preț lunar,

– numărul personalului,

– timpul de realizare a proiectului.

Cheltuieli totale și costul produsului

Pentru a calcula costul produsului și a determina prețul real al produsului dezvoltat, vom însuma toate cheltuielile referitoare la fonduri fixe și circulante, salarii, și uzură. În tabelul 4.6 este prezentată lista cheltuielilor, cota parte a acestora din suma totală și prețul de cost al produsului.

Tabelul 4.7 Prețul de cost al produsului

Observăm că costul total de producție al dispozitivului constituie 89 534,2, ceea ce reprezinta o valoare relative mare. Costul produsului finit depinde în mare parte de cheltuielele materiale. O dată cu elaborarea și optimizarea procesului tehnologic la producția în masă toate cheltuielele suplimentare și foarte costistitoare, precum instalațiile de cercetare, se compensează.

Luînd în considerație caracterul științific al proiectului vom instala norma profitului planificat în valoare de 30% de la suma totală care s-a cheltuit pentru realizarea proiectului.

Profitul planificat va fi egal cu prețul total de cost al proiectului înmulțit cu 30%, astfel:

Porfitul planificat = 89 534,2 ∙ 0,3 = 26 860,2 lei.

Prețul brut al proiectului va fi egal cu prețul total de cost al proiectului plus profitul planificat, astfel:

Preț brut = 89 534,2 + 26 860,2 = 116 394.4 lei.

Timpul de recuperare a cheltuielelor Trecuperare constituie relația dintre cheltuielele totale pentru proiect și profitul planificat:

Trecuperare = Cheltuieli totale/Profit planificat = 89 534,2 /26 860,2 = 3,3 ani.

Coeficientul efectiv constituie mărimea inversă a timpului de recuperare:

K = 1/Trecuperare = 1/3,3 = 0.3.

Prețul de realizare va fi egal cu suma dintre prețul brut și TVA-ul stabilit de lege (20% din prețul brut), astfel:

Preț de realizare = Preț brut + TVA = 89 534,2 + 23 278,9 = 112 813 lei.

În total pentru realizarea dispozitivului s-a folosit 89 534,2 lei, iar prețul final brut de realizare a cercetărilor constituie 112 813 lei.

4.4. Evaluarea efectelor socio-economice ale proiectului

Domeniul medical si cel al dispozitivelor medicale este intr-un proces de dezvoltare continuă, ce tinde să sadisfacă mereu nevoile societății. Tinde să facă procesele de investigație, diagnosticare și tratament mai puțin dureroase și neplăcute pentru pacienți. Rezultatele cercetărilor actuale în domeniul diagnosticului în baza respirației umane ne demonstrează că în viitorul apropiat majoritatea analizelor se vor efectua printr-o simplă respirație, ceea ce reprezintă un lucru revoluționar pentru societatea umană.

La ora actuală procesul de monitorizare a glicemiei în mare măsură este unul invaziv, dar totodată este și un proces, care persoanele diagnosticate cu diabet zaharat de tip I, sunt nevoite să îl repete de mai multe ori pe zi, utilizînd proba de singe din deget, motiv din care este o experiență neplăcută. Acest factor a servit premisă pentru stabilirea temei proiectului, executarea unei cercetări în direcția data și elaborarea unui dispozitiv care ne-ar permite să găsim dependența dintre nivelul glucozei din singe și concentrația de acetone din aerul expirat.

Proiectul dat permite elaborarea unui dispozitiv electronic care ar permite monitorizarea glicemiei în cazul diabeticilor dar și în situații cînd este necesară monitorizarea cu scop de prevenire și alertare a unui nivel crescut de glicemie. Implementarea acestui proiect presupune de la sine unele cheltuieli esențiale de resurse: umane, materiale, financiare. Pentru implementarea acestui proiect este important ca cheltuielile pe proiect sa fie justificate.

Principalele criterii ce a stat la baza realizării proiectului este cel economic dar si cel social. Cu alte cuvinte, în timpul realizării acestui proiect s-a luat în calcul ca raportul dintre rezultatele directe și indirecte obținute prin implementarea și folosirea softului și totalitatea costurilor de realizare să fie cât mai mare, dar și faptul că reprezintă un produs necesar ce prevede o schimbare necesară multor oameni.

CONCLUZII

xxx

BIBLIOGRAFIE

[1] Profilul Național Privind Securitatea și Sănătatea în Muncă în Republica Moldova, 2011, 67-76.

[2] Y. Cai, H. Fan, M. Xu, Q. Li, C. Long, Fast economical synthesis of Fe-doped ZnO hierarchical nanostructures and their high gas-sensing performance, CrystEngComm 15, 2013, 7339-7345.

[3] V.K. Tomer, S. Duhan, Ordered mesoporous Ag-doped TiO2/SnO2 nanocomposite based highly sensitive and selective VOC sensors, J. Mater. Chem. A 4, 2016, 1033-1043.

[4] K.-W. Kim, P.-S. Cho, S.-J. Kim, J.-H. Lee, C.-Y. Kang, J.-S. Kim, S.-J. Yoon, The selective detection of C2H5OH using SnO2–ZnO thin film gas sensors prepared by combinatorial solution deposition, Sens. Actuators, B 123, 2007, 318-324.

[5] G. Ionescu, Traductoare pentru automatizări industriale, vol I. Editura tehnică, București, 1985.

[6] M. Frontczak, P. Wargocki, Literature survey on how different factors influence human comfort in indoor environments, Building and Environment 46, 2011, 922-937.

[7] M.B.C. Aries, S.H.A. Begemann, A.D. Tenner, Human lighting demands : healthy lighting in an office environment, Eindhoven : Technische Universiteit Eindhoven, 2005, ISBN 90-386-1686-4, 2005, p.125.

[8] T. Jinkawa, G. Sakai, J. Tamaki, N. Miura, N. Yamazoe, Relationship between ethanol gas sensitivity and surface catalytic property of tin oxide sensors modified with acidic or basic oxides, J. Mol. Catal. A: Chem. 155, 2000, 193-200.

[9] L. Adams, D. Zuckerman, The Effect of Lighting Conditions on Personal Space Requirements, The Journal of General Psychology 118, 1991, 335-340.

[10] H. Juslén, A. Tenner, Mechanisms involved in enhancing human performance by changing the lighting in the industrial workplace, International Journal of Industrial Ergonomics 35, 2005, 843-855.

[11] ASHRAE Standard 55-2004. Thermal environmental conditions for human occupancy., Atlanta: American society of heating, refrigerating, and airconditioning engineers, 2004.

[12] ISO 7730. Moderate thermal environmentsedetermination of the PMV and PPD indices and specification of the conditions for thermal comfort., Geneva: International organization for standardization, 1993.

[13] d.D. R, B. GS., Literature survey on how different factors influence human comfort in indoor environments, ASHRAE Trans 104, 1998, 146-167.

[14] R. Cuscó, E. Alarcón-Lladó, J. Ibáñez, L. Artús, J. Jiménez, B. Wang, M.J. Callahan, Temperature dependence of Raman scattering in ZnO, Phys. Rev. B 75, 2007, 165202.

[15] E. Traversa, Ceramic sensors for humidity detection: the state-of-the-art and future developments, Sensors and Actuators B: Chemical 23, 1995, 135-156.

[16] R.M. Franz, P.C. Schutte, Barometric hazards within the context of deep-level mining, The Journal of the South-African Institute of Mining and Metallurgy 105, 2005, 387.

[17] NIST X-ray photoelectron spectroscopy database, NIST standard reference database number 20, National Institute of Standards and Technology, Gaithersburg MD 20899, 2000, doi:10.18434/T18434T18488K.

[18] J. Chen, X. Yan, W. Liu, Q. Xue, The ethanol sensing property of magnetron sputtered ZnO thin films modified by Ag ion implantation, Sens. Actuators, B 160, 2011, 1499-1503.

[19] N.L. Tarwal, A.V. Rajgure, J.Y. Patil, M.S. Khandekar, S.S. Suryavanshi, P.S. Patil, M.G. Gang, J.H. Kim, J.H. Jang, A selective ethanol gas sensor based on spray-derived Ag–ZnO thin films, J. Mater. Sci. 48, 2013, 7274-7282.

[20] http://www.aie.ugal.ro/sica/curs/Curs3.pdf, Accesat 20 Mai 2018, ora 19.12.

[21] http://labs.cs.upt.ro/labs/so/html/so1.html, Accesat 21 Mai 2018, ora 12.12.

[22] http://www.aie.ugal.ro/sica/curs/Curs2.pdf, Accesat 20 Mai 2018, ora 14.25.

[23] Baud definition by The Linux Information Project (LINFO), Accesat 21 Mai 2018, ora 15.25, www.linfo.org. Retrieved 2018-01-18.

[24] What's The Difference Between Bit Rate And Baud Rate?, Accesat 21 Mai 2018, ora 15.25, Electronic Design. 2012-04-27. Retrieved 2018-01-18.

[25] http://www.termo.utcluj.ro/termo/05curs.pdf, Accesat 22 Mai 2018, ora 11.14.

[26] http://salinadinoras.ro/noutati/umiditatea-aerului-si-influenta-sa-asupra-sanatatii, Accesat 21 Mai 2018, ora 13.14.

[27] http://www.islavici.ro/cursuriold/Tehnol%20an%205_09.pdf

[28] https://electronicaaplicata.wordpress.com/2015/03/08/proiectarea-unui-pcb/

ANEXE

Anexa 1. Codul sursă

Codul sursă pentru programarea microprocesorlului

Specificații tehnice microcontroler

Microcontroller ATmega2560 Operating Voltage 5V

Input Voltage (recommended) 7-12V

Input Voltage (limits) 6-20V

Digital I/O Pins 54 (of which 14 provide PWM output)

Analog Input Pins 16

DC Current per I/O Pin 40 mA

DC Current for 3.3V Pin 50 mA

Flash Memory 256 KB of which 8 KB used by bootloader

SRAM 8 KB

EEPROM 4 KB

Clock Speed 16 MHz

[1] Owlstone Medical. Breath Biopsy. The complete guide, https://www.owlstonemedical.com/breath-biopsy-complete-guide/, 2017.

[2] S.-J. Kim, S.-J. Choi, J.-S. Jang, H.-J. Cho, I.-D. Kim, Innovative Nanosensor for Disease Diagnosis, Accounts of Chemical Research 50, 2017, 1587-1596.

[3] F. Zhang, G. Qu, E. Mohammadi, J. Mei, Y. Diao, Solution-Processed Nanoporous Organic Semiconductor Thin Films: Toward Health and Environmental Monitoring of Volatile Markers, Advanced Functional Materials 27, 2017, 1701117.

[4] M.K. Nakhleh, H. Amal, R. Jeries, Y.Y. Broza, M. Aboud, A. Gharra, H. Ivgi, S. Khatib, S. Badarneh, L. Har-Shai, L. Glass-Marmor, I. Lejbkowicz, A. Miller, S. Badarny, R. Winer, J. Finberg, S. Cohen-Kaminsky, F. Perros, D. Montani, B. Girerd, G. Garcia, G. Simonneau, F. Nakhoul, S. Baram, R. Salim, M. Hakim, M. Gruber, O. Ronen, T. Marshak, I. Doweck, O. Nativ, Z. Bahouth, D.-y. Shi, W. Zhang, Q.-l. Hua, Y.-y. Pan, L. Tao, H. Liu, A. Karban, E. Koifman, T. Rainis, R. Skapars, A. Sivins, G. Ancans, I. Liepniece-Karele, I. Kikuste, I. Lasina, I. Tolmanis, D. Johnson, S.Z. Millstone, J. Fulton, J.W. Wells, L.H. Wilf, M. Humbert, M. Leja, N. Peled, H. Haick, Diagnosis and Classification of 17 Diseases from 1404 Subjects via Pattern Analysis of Exhaled Molecules, ACS Nano 11, 2017, 112-125.

[5] M.-Y. Chuang, C.-C. Chen, H.-W. Zan, H.-F. Meng, C.-J. Lu, Organic Gas Sensor with an Improved Lifetime for Detecting Breath Ammonia in Hemodialysis Patients, ACS Sensors 2, 2017, 1788-1795.

[6] M. Nishibori, W. Shin, N. Izu, T. Itoh, I. Matsubara, Sensing performance of thermoelectric hydrogen sensor for breath hydrogen analysis, Sensors and Actuators B: Chemical 137, 2009, 524-528.

[7] O. Lupan, V. Postica, N. Wolff, O. Polonskyi, V. Duppel, V. Kaidas, E. Lazari, N. Ababii, F. Faupel, L. Kienle, R. Adelung, Localized Synthesis of Iron Oxide Nanowires and Fabrication of High Performance Nanosensors Based on a Single Fe2O3 Nanowire, Small 13, 2017, 1602868.

[8] F. Schütt, V. Postica, R. Adelung, O. Lupan, Single and Networked ZnO–CNT Hybrid Tetrapods for Selective Room-Temperature High-Performance Ammonia Sensors, ACS Applied Materials & Interfaces 9, 2017, 23107-23118.

[9] J. Ding, J. Zhu, P. Yao, J. Li, H. Bi, X. Wang, Synthesis of ZnO–Ag hybrids and their gas-sensing performance toward ethanol, Ind. Eng. Chem. Res. 54, 2015, 8947-8953.

[10] N.S. Oliver, C. Toumazou, A.E.G. Cass, D.G. Johnston, Glucose sensors: a review of current and emerging technology, Diabetic Medicine 26, 2009, 197-210.

[11] D. Bruen, C. Delaney, L. Florea, D. Diamond, Glucose Sensing for Diabetes Monitoring: Recent Developments, Sensors 17, 2017.

[12] E.-H. Yoo, S.-Y. Lee, Glucose Biosensors: An Overview of Use in Clinical Practice, Sensors 10, 2010.

[13] L.C. Clark, C. Lyons, ELECTRODE SYSTEMS FOR CONTINUOUS MONITORING IN CARDIOVASCULAR SURGERY, Annals of the New York Academy of Sciences 102, 1962, 29-45.

[14] J.D. Newman, A.P.F. Turner, Home blood glucose biosensors: a commercial perspective, Biosensors and Bioelectronics 20, 2005, 2435-2453.

[15] F. Locatelli, U. Buoncristiani, B. Canaud, H. Köhler, T. Petitclerc, P. Zucchelli, Dialysis dose and frequency, Nephrology Dialysis Transplantation 20, 2005, 285-296.

[16] S. Davies, P. Spanel, D. Smith, Quantitative analysis of ammonia on the breath of patients in end-stage renal failure, Kidney International 52, 1997, 223-228.

[17] G. Peng, U. Tisch, O. Adams, M. Hakim, N. Shehada, Y.Y. Broza, S. Billan, R. Abdah-Bortnyak, A. Kuten, H. Haick, Diagnosing lung cancer in exhaled breath using gold nanoparticles, Nature Nanotechnology 4, 2009, 669.

[18] X. Sun, K. Shao, T. Wang, Detection of volatile organic compounds (VOCs) from exhaled breath as noninvasive methods for cancer diagnosis, Analytical and Bioanalytical Chemistry 408, 2016, 2759-2780.

[19] S. Salehi, E. Nikan, A.A. Khodadadi, Y. Mortazavi, Highly sensitive carbon nanotubes–SnO2 nanocomposite sensor for acetone detection in diabetes mellitus breath, Sensors and Actuators B: Chemical 205, 2014, 261-267.

[20] C. Wang, L. Yin, L. Zhang, D. Xiang, R. Gao, Metal Oxide Gas Sensors: Sensitivity and Influencing Factors, Sensors 10, 2010.

[21] A. Mirzaei, S.G. Leonardi, G. Neri, Detection of hazardous volatile organic compounds (VOCs) by metal oxide nanostructures-based gas sensors: A review, Ceramics International 42, 2016, 15119-15141.

[22] A.T. Güntner, N.A. Sievi, S.J. Theodore, T. Gulich, M. Kohler, S.E. Pratsinis, Noninvasive Body Fat Burn Monitoring from Exhaled Acetone with Si-doped WO3-sensing Nanoparticles, Analytical Chemistry 89, 2017, 10578-10584.

[23] P. Patnaik, Alcohols, A Comprehensive Guide to the Hazardous Properties of Chemical Substances, John Wiley & Sons, Inc.2007, pp. 134-159.

[24] M. Righettoni, A. Tricoli, S.E. Pratsinis, Si:WO3 Sensors for Highly Selective Detection of Acetone for Easy Diagnosis of Diabetes by Breath Analysis, Analytical Chemistry 82, 2010, 3581-3587.

[25] W.-T. Koo, S. Yu, S.-J. Choi, J.-S. Jang, J.Y. Cheong, I.-D. Kim, Nanoscale PdO Catalyst Functionalized Co3O4 Hollow Nanocages Using MOF Templates for Selective Detection of Acetone Molecules in Exhaled Breath, ACS Applied Materials & Interfaces 9, 2017, 8201-8210.

[26] S.-J. Choi, I. Lee, B.-H. Jang, D.-Y. Youn, W.-H. Ryu, C.O. Park, I.-D. Kim, Selective Diagnosis of Diabetes Using Pt-Functionalized WO3 Hemitube Networks As a Sensing Layer of Acetone in Exhaled Breath, Analytical Chemistry 85, 2013, 1792-1796.

[27] H.G. Moon, Y. Jung, S.D. Han, Y.-S. Shim, B. Shin, T. Lee, J.-S. Kim, S. Lee, S.C. Jun, H.-H. Park, C. Kim, C.-Y. Kang, Chemiresistive Electronic Nose toward Detection of Biomarkers in Exhaled Breath, ACS Applied Materials & Interfaces 8, 2016, 20969-20976.

[28] H.G. Moon, Y. Jung, D. Jun, J.H. Park, Y.W. Chang, H.-H. Park, C.-Y. Kang, C. Kim, R.B. Kaner, Hollow Pt-Functionalized SnO2 Hemipill Network Formation Using a Bacterial Skeleton for the Noninvasive Diagnosis of Diabetes, ACS Sensors, 2018.

[29] N. Barsan, D. Koziej, U. Weimar, Metal oxide-based gas sensor research: How to?, Sens. Actuators B 121, 2007, 18-35.

[30] N. Barsan, C. Simion, T. Heine, S. Pokhrel, U. Weimar, Modeling of sensing and transduction for p-type semiconducting metal oxide based gas sensors, J. Electroceram. 25, 2010, 11-19.

[31] N. Barsan, U. Weimar, Conduction model of metal oxide gas sensors, J. Electroceram. 7, 2001, 143-167.

[32] M. Hübner, C.E. Simion, A. Tomescu-Stănoiu, S. Pokhrel, N. Bârsan, U. Weimar, Influence of humidity on CO sensing with p-type CuO thick film gas sensors, Sens. Actuators B 153, 2011, 347-353.

[33] F. Schütt, V. Postica, R. Adelung, O. Lupan, Single and networked ZnO–CNT hybrid tetrapods for selective room-temperature high-performance ammonia sensors, ACS Appl. Mater. Interfaces 9, 2017, 23107-23118.

[34] L. Wang, K. Kalyanasundaram, M. Stanacevic, P. Gouma, Nanosensor Device for Breath Acetone Detection, Sensor Letters 8, 2010, 709-712.

[35] K.-W. Kao, M.-C. Hsu, Y.-H. Chang, S. Gwo, J.A. Yeh, A Sub-ppm Acetone Gas Sensor for Diabetes Detection Using 10 nm Thick Ultrathin InN FETs, Sensors 12, 2012.

[36] I. Hölken, G. Neubüser, V. Postica, L. Bumke, O. Lupan, M. Baum, Y.K. Mishra, L. Kienle, R. Adelung, Sacrificial Template Synthesis and Properties of 3D Hollow-Silicon Nano- and Microstructures, ACS Applied Materials & Interfaces 8, 2016, 20491-20498.

[37] V. Postica, V. Cretu, V. Trofim, S. Railean, V. Sontea, O. Lupan, UV photodetector based on Ag-doped ZnO nanostructured films, International conference on materials science and condensed matter physics, 2014, 216.

[38] V. Postica, V. Cretu, N. Ababii, V. Verkbitschi, V. Sontea, O. Lupan, Effect of doping in Zn1-xAgxOy nanostructured films on hydrogen gas response, International conference on microelectronics and computer science, 2014, 112-116.

[39] Z. Ai, K. Deng, Q. Wan, L. Zhang, S. Lee, Facile Microwave-Assisted Synthesis and Magnetic and Gas Sensing Properties of Fe3O4 Nanoroses, The Journal of Physical Chemistry C 114, 2010, 6237-6242.

[40] I. Paulowicz, V. Hrkac, S. Kaps, V. Cretu, O. Lupan, T. Braniste, V. Duppel, I. Tiginyanu, L. Kienle, R. Adelung, K. Mishra Yogendra, Three‐Dimensional SnO2 Nanowire Networks for Multifunctional Applications: From High‐Temperature Stretchable Ceramics to Ultraresponsive Sensors, Advanced Electronic Materials 1, 2015, 1500081.

[41] O. Lupan, V. Postica, V. Cretu, N. Wolff, V. Duppel, L. Kienle, R. Adelung, Single and networked CuO nanowires for highly sensitive p‐type semiconductor gas sensor applications, physica status solidi (RRL) – Rapid Research Letters 10, 2015, 260-266.

[42] L. Chow, O. Lupan, H. Heinrich, G. Chai, Self-assembly of densely packed and aligned bilayer ZnO nanorod arrays, Applied Physics Letters 94, 2009, 163105.

[43] Y.K. Mishra, G. Modi, V. Cretu, V. Postica, O. Lupan, T. Reimer, I. Paulowicz, V. Hrkac, W. Benecke, L. Kienle, R. Adelung, Direct Growth of Freestanding ZnO Tetrapod Networks for Multifunctional Applications in Photocatalysis, UV Photodetection, and Gas Sensing, ACS Applied Materials & Interfaces 7, 2015, 14303-14316.

[44] O. Lupan, V. Cretu, V. Postica, M. Ahmadi, B.R. Cuenya, L. Chow, I. Tiginyanu, B. Viana, T. Pauporté, R. Adelung, Silver-doped zinc oxide single nanowire multifunctional nanosensor with a significant enhancement in response, Sensors and Actuators B: Chemical 223, 2016, 893-903.

[45] B. Tang, G. Wang, L. Zhuo, J. Ge, L. Cui, Facile Route to α-FeOOH and α-Fe2O3 Nanorods and Magnetic Property of α-Fe2O3 Nanorods, Inorganic Chemistry 45, 2006, 5196-5200.