Summary
该手稿介绍了一种微型植入式pH传感器，具有ASK调制无线输出以及基于零偏置肖特基二极管的完全无源接收器电路。该解决方案可用作开发 体内 校准电刺激治疗设备和动态pH监测的基础。
Abstract
病理性反流的动态 pH 值监测是观察症状与食道暴露于酸性或非酸性反流物之间关系的机会。本文介绍了一种开发、制造和植入微型无线pH传感器的方法。该传感器设计为使用单个止血夹在内窥镜下植入。此外，还构建并测试了基于零偏置肖特基二极管的完全无源基于整流罩的接收器。为了构建该器件，使用了两层印刷电路板和现成的组件。带有集成模拟外设的微型微控制器用作离子敏感场效应晶体管（ISFET）传感器的模拟前端，并生成数字信号，该信号通过幅度移位键控发射器芯片传输。该设备由两个原碱性电池供电。植入式装置的总体积为0.6 cm3 ，重量为1.2克，其性能在 离体 模型（猪食道和胃）中得到验证。接下来，构建了一种基于小尺寸的无源矫直仪接收器，该接收器可以轻松集成到外部接收器或植入式神经刺激器中，并证明可以在靠近植入物（20厘米）时接收来自植入物的RF信号。传感器体积小，可提供连续的pH监测，同时将食道阻塞降至最低。该传感器可用于常规临床实践，用于24/96小时食管pH监测，而无需插入鼻导管。接收器的"零功率"特性还允许使用传感器对微型食管下括约肌神经刺激装置进行自动 体内 校准。基于传感器的主动控制支持开发高级算法，以最大限度地减少使用的能量，从而实现理想的临床结果。这种算法的一个例子是用于胃食管反流病（GERD）按需神经刺激治疗的闭环系统。
Introduction
蒙特利尔共识将胃食管反流病（GERD）定义为"当胃内容物反流引起不愉快的症状和/或并发症时发展的病症"。它可能与其他特定并发症相关，例如食管狭窄、Barrett 食管或食管腺癌。胃食管反流病影响约20%的成年人口，主要发生在经济地位高的国家1。
病理性反流的动态pH值监测（酸暴露时间超过6%）使我们能够区分症状与酸性或非酸性胃食管反流之间的关系2，3。对于对 PPI（质子泵抑制剂）治疗无反应的患者，pH 监测可以回答是否为病理性胃食管反流，以及为什么患者对标准 PPI 治疗无反应。目前提供各种pH和阻抗监测选项。其中一种较新的可能性是使用植入式设备进行无线监控4，5。
胃食管反流病与食管下括约肌 （LES） 疾病相关，食管压测量期间显示的收缩不是病理性的，但在长期胃食管反流病中振幅减小。LES由平滑肌组成，由于肌源性和神经源性因素而维持强直收缩。由于迷走神经介导的抑制作用，一氧化氮作为神经递质6，它会松弛下来。
在犬回流模型中，用两对电极进行电刺激可以增加LES的收缩时间7。LES的松弛（包括吞咽期间的残余压力）不受低频和高频刺激的影响。高频刺激是显而易见的选择，因为它需要更少的功率并延长电池寿命。
虽然食管下括约肌的电刺激治疗（ET）在GERD患者的治疗中是一个相对较新的概念，但这种疗法被证明是安全有效的。这种形式的治疗已被证明可以显着和持久地缓解GERD的症状，同时消除PPI治疗的需要并减少食管酸暴露8，9，10。
目前用于诊断胃食管反流病的最先进的pH传感器是Bravo设备11，12。在估计体积为1.7 cm3时，它可以直接植入食道，有或没有视觉内窥镜反馈，并提供食道pH值的24小时以上监测。
考虑到电刺激疗法是治疗对标准疗法无反应的胃食管反流病的最有希望的替代方案之一8，13，因此将pH传感器的数据提供给神经刺激器是有意义的。最近的研究显示了该领域未来发展的明确道路，这将导致刚性一体化植入式装置，该装置将驻留在神经刺激部位14，15。为此，ISFET（离子敏感场效应晶体管）是最好的传感器类型之一，因为它具有微型性质，可以在片上集成参考电极（在这种情况下是金），并且灵敏度足够高。在硅上，ISFET类似于标准MOSFET（金属氧化物半导体场效应晶体管）的结构。然而，通常连接到电气端子的栅极被与周围环境直接接触的一层活性物质所取代。对于pH敏感的ISFET，该层由氮化硅（Si3N4）16形成。
内窥镜植入式设备的主要缺点是电池尺寸的固有限制，这可能导致这些设备的使用寿命缩短，或促使制造商开发先进的算法，以更低的能源成本提供所需的效果。这种算法的一个例子是用于GERD按需神经刺激治疗的闭环系统。与连续血糖仪（CGM）+胰岛素泵系统17类似，这样的系统将采用食管pH传感器或其他传感器来检测食管下括约肌的当前压力以及神经刺激装置。
对神经刺激治疗的反应和对神经刺激模式的要求可以是个体的13。因此，重要的是要开发独立的传感器，这些传感器可用于功能障碍的诊断和表征，或根据患者的个体要求积极参与校准神经刺激系统18。这些传感器应尽可能小，以免影响器官的正常功能。
本手稿介绍了一种设计和制造基于 ISFET 的 pH 传感器的方法，该传感器具有幅度偏移键控 （ASK） 发射器和基于小尺寸无源直馏器的接收器。基于该解决方案的简单架构，pH数据可以通过外部接收器甚至可植入式神经刺激器接收，而不会产生任何显着的体积或功率损失。选择ASK调制是因为无源接收器的性质，它只能检测接收的RF信号功率（通常称为"接收信号强度"）。作为补充材料嵌入的原理图显示了设备的结构。它直接由两节AG1碱性电池供电，这两节电池提供2.0-3.0 V之间的电压（基于充电状态）。电池为内部微控制器供电，该微控制器利用其ADC（模数转换器）、DAC（数模转换器）、内部运算放大器和FVR（固定电压基准）外设来偏置ISFET pH传感器。由此产生的"栅极"电压（金参比电极）与周围环境的pH值成正比。稳定的IDS 电流由低端R2检测电阻提供。ISFET传感器的电源连接到运算放大器的同相输入，而反相输入连接到DAC模块设置为960 mV的输出电压。运算放大器的输出连接到ISFET的漏极引脚。该运算放大器调节漏极电压，使R2电阻上的电压差始终为960 mV。因此，29 μA的恒定偏置电流流过ISFET（正常工作时）。然后用ADC测量栅极电压。然后，微控制器通过其中一个GPIO（通用输入/输出）引脚为RF发射器供电并传输序列。RF发射器电路涉及晶体和匹配网络，该网络将输出匹配到50 Ω阻抗。
对于这里演示的实验，我们使用猪胃，其中一长段食道安装在标准化的塑料模型中。这是练习内窥镜技术的常用模型，例如ESD（内窥镜粘膜下剥离），POEM（口腔内窥镜肌切开术），内窥镜粘膜切除术（EMR），止血等。关于最接近人体器官的解剖参数，我们使用体重40-50公斤的猪的胃和食道。
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Protocol
本研究没有涉及任何活体动物。该实验是在由猪食道和胃组成的 离体 模型上进行的。胃和食道是从当地屠宰场购买的，作为他们的标准产品。此程序符合捷克法律，由于"3R"原则（替换，减少和改进），我们更喜欢它。
1. pH电极组件的制造
注：在 pH 传感器组件的整个制造过程中，请遵守处理静电放电 （ESD） 敏感组件的注意事项。使用烙铁时要小心。
- 将安装在印刷电路板（PCB）上的ISFET pH传感器放在平坦的表面上。找到可焊接触点。
- 修剪可焊触点，使其长度不超过 3 mm。
- 将 15 mm 部分的氟化乙烯丙烯 （FEP） 涂层电缆焊接到 pH 传感器的可焊接电极上。请勿以机械或化学方式清洁裸片组件。尽量避免在焊接过程中用助焊剂污染芯片和PCB。
- 在显微镜下检查pH传感器电缆组件是否有开路和短路。然后，使用开空测试仪检查短裤。此阶段正确准备的组件如图 1 所示。
- 在70°C的5%助焊剂去除剂溶液中，在70°C下在水中清洁pH传感器组件5分钟。超声波功率的最佳范围为50-100 W/l。不要超过 100 瓦/升。
- 用工业级异丙醇冲洗pH传感器组件至少3分钟，然后在80°C的烘箱中干燥15分钟。
- 在继续下一步之前，将所有pH传感器放在平坦的表面上（如果同时准备了多个）。
- 混合适量的双组分环氧树脂以封装焊接电极。至少使用 2 mL 进行彻底混合。使用黑色不透明环氧树脂以便以后进行检查 - 暴露在环境中的传感器部件将更容易看到，因为它们上没有不透明的环氧树脂
- 将混合环氧树脂转移到带有0.5mm平端针头的1 mL注射器中。
- 用环氧树脂涂覆pH传感器的焊接区域。确保涂覆PCB电极的整个区域和暴露的电线。
- 让环氧树脂在室温或高温（最高80°C）下固化，对于本研究，使用50°C与 材料表中列出的环氧树脂。
- 在显微镜下检查涂层区域。如果任何未涂覆的金属部件（PCB电极或电线）暴露在外，请重复步骤1.8-1.11，直到没有未涂覆金属的视觉迹象。
- 将导线修剪为 图 2 中所示的长度和角度。用焊料涂覆两端以避免磨损。
2. 电子组件的制造
注：在处理ESD敏感元件的整个电子元件制造过程中，请遵守预防措施。使用烙铁和热风枪时要小心。
- 将PCB（根据补充文件"pcb1.zip"和原理图"原理图.png"制造）放在平坦的表面上，元件面朝上。
- 将焊膏涂在所有裸露的镀金焊盘上。
- 使用镊子放置所有无源和有源元件，按图3和材料表。
- 用热风枪加热 PCB 以焊接组件。将PCB逐渐加热到150°C2分钟，以从封装中排出残留的水并激活焊膏中的助焊剂。然后，将PCB加热到260°C以焊接组件。让PCB冷却到室温，在整个焊接过程中不要移动它。
- 焊接并冷却至室温后，在显微镜下检查PCB，以验证所有元件和短路的正确位置。如果未观察到短路或元件放置不正确，请跳过步骤 2.6。
- 使用焊枪或热风枪修复任何短路或不正确的组件放置。转到步骤 2.5。
- 将 5 根电线焊接到组件（电源和编程引线）上，如图 4 所示。
- 要将PCB连接到编程器，请连接在步骤2.7中焊接的电线。到编程器的连接器。
- 将固件（有关要使用哪个文件的详细说明，请参阅 代表性结果 ）编程到微控制器。使用前面描述的过程设置编程软件19。将编程器设置为以大约 2.5 V 的电压为器件供电，编程后对 5 根导线进行脱焊。
- 将 PCB 放在平坦的表面上，元件面朝上。如图 5 所示，焊接AWG38铜天线线（长度为3厘米），并将其缠绕在PCB的边缘。用氰基丙烯酸酯粘合剂将天线线固定在PCB的边缘。用SWG38铜线焊接另外两个跳线器， 如图5所示。避免与其他组件发生电气接触。
- 将PCB放在平坦的表面上，元件面朝下。
- 将两个电池座焊接到PCB的另一部分，如图 6所示。
- 将pH传感器组件焊接到PCB上的端子上，如图 7所示。
- 将两节 AG1 电池插入电池座。
注意：在测试和内窥镜下植入传感器之前24小时之前，不要继续执行此步骤和本节中的后续步骤。 - 制备适量的环氧树脂，如步骤1.8所述。用于封装设备。
- 使用步骤1.9中描述的相同程序（用针头注射器）用环氧树脂封装设备。让环氧树脂在室温或略微升高的温度下固化（由于电池的存在，不要超过50°C）。有关正确的封装结果，请参见 图 8 。
- 根据 图9创建一个钛金属丝钩。
注：之所以选择钛（II级），是因为它具有生物相容性和在植入式医疗器械中的使用记录。也可以使用不锈钢。但是，必须仔细选择类型和热处理，因为某些不锈钢类型非常脆。 - 用一滴快速固化的环氧树脂将线钩连接到设备上（见 图10），并使其在室温或略微升高的温度（最高50°C）下固化。pH传感器位于植入式装置的左下角。
- 传感器在插入电池后24小时激活。同时，继续执行步骤 3。
注意：如果插入电池后24小时内可以完成步骤3，请立即暂停实验方案。
3. 无源矫正接收器的制造
- 放置PCB（根据补充文件"pcb2.zip"制造）。用于平坦表面上的矩形。
- 使用步骤2.2-2.6中描述的焊膏方法焊接组件，或根据 图11A使用焊枪。
注意：如果实验者决定再次制造矫正接收器（它以前制造并匹配）或不想继续进行接收器匹配，请使用实验者先前确定或 图11B 中提供的组件值，并跳过步骤3.5-3.7。 - 将 SMA 连接器焊接到 PCB 上。
- 在显微镜下检查PCB。如果观察到任何短路或元件放置不正确，请修复问题。
- 将矢量网络分析仪输入附加到 SMA 连接器。
- 以 1 kHz 的分辨率带宽记录 300-500 MHz 的矩形的 S11 Smith 图表。观察响应并记录 431.7 MHz 时的阻抗。使用阻抗匹配计算器软件确定匹配元件的值。样本史密斯图如图 12A所示。
- 焊接阻抗匹配元件，并在显微镜下检查短路和元件位置。
- 再次使用频谱分析仪测量，并确认电压驻波比（VSWR）在300-500 MHz之间低于3（ 图12B所示的外青色圈内）。如果没有，请重复使用不同的匹配组件，或者继续考虑整流器性能的降低。
- 将 433 MHz 频段天线连接到 SMA 连接器。将示波器连接到矩形输出。
- 将示波器设置为单通道操作、滚动时基、直流模式、500 ms/div 时基和 5 mV/div 电压刻度。
4. 设备测试
注意：以下步骤要求使用化学品。事先研究化学品的材料安全数据表，并在操作它们时使用适当的防护设备和常见的实验室实践。
- 通过观察示波器上显示的信号来检查传感器的输出。示例输出如图 13，14 所示。插入电池 24 小时后，设备将处于活动状态。传输pH传感器输出的周期因编程到微控制器的文件而异（有关详细信息 ，请参见代表性结果 ）。
- 准备2%盐酸溶液（处理盐酸时要小心）。使用标准实验室程序制备pH 4（邻苯二甲酸钾/盐酸），pH 7（磷酸二氢钾/氢氧化钠）和pH 10（碳酸钠/碳酸氢钠）的100mM缓冲溶液，并在烧杯上标记。
- 使用校准的pH计验证所有四个烧杯的pH值。根据需要进行调整。
- 将胶囊浸入每个烧杯中，并记录至少3个样品。测量第二个和第三个脉冲之间的周期，并将其填充到提供的电子表格中（补充文件1）。使用电子表格确定 pH 传感器的校准系数。
- 校准后，测量第二个和第三个脉冲之间的时间，并将其输入电子表格，以确定pH传感器暴露于的溶液的pH值。
5. 传感器的内窥镜植入
- 准备一个由胃和食道的长段组成的 离体 内窥镜猪模型。
- 用止血夹将传感器从外部抓住，如图 15 和 图16所示。
- 以标准方式将带有传感器的内窥镜插入夹子中。
- 将夹子与传感器一起靠近食管下括约肌放置。
- 将内窥镜靠在食管壁上旋转，打开夹子，然后向食管壁推。关闭剪辑并释放剪辑。传感器将保持在所需位置的食管壁上，如图 17D 和 图17E所示。
- 取出内窥镜。
6. 植入后的实验
注意：以下步骤要求使用化学品。事先研究化学品的材料安全数据表，并在操作它们时使用适当的防护设备和常见的实验室实践。
- 将接收器放置在植入传感器的 10 cm（最大）范围内。
- 如图 18所示，将50 mL具有各种pH值的溶液注入食道，并观察传感器响应的变化。每次注射后收回内窥镜，并在注射后不早于30秒读取值。在具有不同pH值的注射溶液之间用100mL去离子水冲洗食道。
- 使用电子表格（补充文件 1）计算传感器测量的 pH 值。
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Representative Results
成功构建了一个能够自主pH传感和无线传输pH值的设备，如图8所示。构造的设备是一个微型模型;它重1.2克，体积为0.6厘米3。近似尺寸为 18 毫米 x 8.5 毫米 x 4.5 毫米。如图15、图16和图17所示，可以用单个止血夹将食管下括约肌植入附近;无需特殊配件。植入传感器的解剖食道的详细视图如图19所示。
无源矫正接收器的整体基底面仅为22 mm2 ，尽管它针对手工焊接进行了优化。当无源矫正接收器处于活动状态（插入电池后24小时直到电池完全放电）时，将无源矫正接收器置于pH传感设备（10cm）附近时，可以在设备传输时观察到明显的电压尖峰。如图 13 所示。前两个短脉冲 （75 ms） 是同步脉冲。第二个脉冲的结束和第三个脉冲的开始之间的距离与ISFET的Vgs 电压减去800 mV成正比（100 ms = 900 mV，200 ms = 1000 mV等）。该电压线性转换为传感器所承受环境的pH值。
基于使用 pH 4 和 pH 10 的 pH 缓冲液进行简单的两点校准（表 1），传感器可以返回稳定且可重复的 pH 值读数（表 2）。总共使用了四种具有已知pH的不同溶液 - pH 0.6（水中160mM盐酸溶液，模仿胃酸20）和pH 4，pH 7和pH 10的校准缓冲液。在烧杯和 离体 模型的溶液中分别测试时，传感器的平均误差pH值分别为0.25和0.31。误差的标准偏差分别为0.30和0.36。
当靠近发射器（10 cm）时，无源矫正器产生幅度至少为数十毫伏的信号，该信号可以通过简单的比较器轻松检测到或用超低功耗静态电流运算放大器放大。具有活动GSM呼叫的移动电话天线对从传感器接收数据的影响只有很小的负面影响，如图 14所示。手机传输峰值可以通过简单的无源RC/LC（电阻-电容/电感-电容）滤波器进行滤波，因为它们构成了信号的高频部分（它们的频率通常高于500 Hz）。
在其中一个器件中，有意在所有三个ISFET电极之间制造短路，以显示当器件组装不正确时器件的行为如何变化。在这种情况下，没有观察到电压-pH响应，栅极电压等于漏极电压，即电池组电压（2-3.2 V）。AD转换器以内部2.048 V基准电压为基准，然后返回可能的最高值，换算为2048 mV。噪声可能导致ADC输出出现轻微波动。
开发和测试了两种可编程到该器件的固件变体。第一个（firmware_10s.zip）用于短期实验，其中pH值每10秒传输一次。这为降低电池寿命的成本提供了更多的数据点，电池寿命限制在24-30小时左右。另一个（firmware_1min.zip）用于长期实验。pH值每分钟传输一次。采样频率较低的传感器的使用寿命约为5-6天。还有一个版本的固件（固件测试.zip），其中不包括24小时延迟。此文件可用于在封装前测试电子设备的正确功能。或者，可以通过更改代码并重新编译项目来修改延迟。实施延迟是为了允许环氧树脂的完全固化，或者当设备在与内窥镜手术室不同的位置制造时，有可能。通过引入延迟，最大限度地延长了设备的使用寿命。
图1：最终修整前的pH电极组装 请单击此处查看此图的放大图。
图2：最终修整后的pH传感器组装 请单击此处查看此图的大图。
图3：植入式传感器的放置图 （参见组件值 的材料表 ）。引脚 1 标记为红点。 请点击此处查看此图的放大版本。
图 4：编程导线的放置 请单击此处查看此图的放大版本。
图 5：天线线和跳线的位置 请单击此处查看此图的放大版本。
图6：电池座的位置 请单击此处查看此图的大图。
图 7：将 pH 传感器组件焊接到电子设备 请单击此处查看此图的放大图。
图 8：完成的封装传感器。 （A）侧视图，（B）后视图 请点击此处查看此图的放大版本。
图9：钛金属丝钩 请单击此处查看此图的大图。
图 10：将钢丝钩连接到植入式设备 请单击此处查看此图的放大图。
图 11：整流罩的放置图（A） 具有匹配的组件，（B） 没有匹配的组件，准备与矢量网络分析仪匹配 请单击此处查看此图的放大版本。
图 12：Smith 图表。 （A） 不匹配的整流罩，（B） 匹配的整流罩 请单击此处查看此图的放大图。
图 13：矩形对来自传感器的传入数据的响应示例 请单击此处查看此图的放大图。
图 14：存在 RF 噪声时的示例响应（附近具有活动 GSM 呼叫的电话）。 （A） 电话和接收器边缘之间 20 厘米，（B） 手机边缘和接收器之间 10 厘米，（C） 手机边缘和接收器之间 5 厘米 请单击此处查看此图的放大版本。
图15：带止血夹和植入式pH传感器的内窥镜图片 请单击此处查看此图的放大版本。
图16：植入式pH传感器用止血夹在盖子中抓住 请单击此处查看此图的大图。
图17：传感器的植入。 （A）将内窥镜与可植入的pH传感器插入模型中，（B）植入位置 - 胃食管连接处上方3厘米，（C）准备夹子放置，（D）夹子已成功放置，（E）ISFET pH传感器的视图，植入食管下括约肌附近 请点击这里查看此图的放大版本。
图18：通过内窥镜通道注入pH缓冲液 请单击此处查看此图的放大版本。
图19：使用植入传感器解剖的 离体 模型的食道 请单击此处查看此图的大图。
| 校准数据 | ||
| pH 值（计量校准）[-] | 脉冲长度 [毫秒] | 计算伏特。输出 [mV] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
表 1：校准数据示例
| 测量数据 | ||||
| pH 值（计量校准）[-] | 计算伏特。输出 [mV] | 估计 pH 值 [-] | 误差 [绝对 pH 值] | 错误 [%] |
| 0.62 | 1010 | 0.28 | -0.34 | -54% |
| 3.98 | 1200 | 3.98 | 0.00 | 0% |
| 10.01 | 1490 | 9.62 | -0.39 | -4% |
| 0.62 | 1020 | 0.48 | -0.14 | -23% |
| 7.01 | 1350 | 6.90 | -0.11 | -2% |
| 3.98 | 1220 | 4.37 | 0.39 | 10% |
| 10.01 | 1480 | 9.43 | -0.58 | -6% |
| 3.98 | 1210 | 4.17 | 0.19 | 5% |
| 7.01 | 1350 | 6.90 | -0.11 | -2% |
| pH 值的标准偏差 [-] | 0.30 | |||
| 平均误差 [-] | 0.25 | |||
表2：测量数据（用烧杯测试）
| 测量数据 | ||||
| pH 值（计量校准）[-] | 计算伏特。输出 [mV] | 估计 pH 值 [-] | 误差 [绝对 pH 值] | 错误 [%] |
| 0.62 | 1010 | 0.28 | -0.34 | -54% |
| 3.98 | 1220 | 4.37 | 0.39 | 10% |
| 7.01 | 1340 | 6.70 | -0.31 | -4% |
| 10.01 | 1520 | 10.20 | 0.19 | 2% |
| pH 值的标准偏差 [-] | 0.36 | |||
| 平均误差 [-] | 0.31 | |||
表3：测量数据（在离体模型中测试）
补充文件1：电子表格.xlsx。用于校准和处理来自传感器的数据的电子表格 请单击此处下载此文件。
补充文件2： pcb1.zip。植入式设备的 Gerber 制造数据 请单击此处下载此文件。
补充文件3： pcb2.zip。胶料机的制造数据 接收器 请点击这里下载此文件。
补充文件4：firmware_10s.zip。传输周期为10秒的微控制器的固件 请单击此处下载此文件。
补充文件5：firmware_1min.zip。传输周期为1分钟的微控制器固件 请单击此处下载此文件。
补充文件6：固件测试.zip。微控制器的固件在激活前未暂停 24 小时 ，请单击此处下载此文件。
补充文件7：电子原理图 请点击此处下载本文件。
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Discussion
这种方法适用于致力于开发新型有源可植入医疗器械的研究人员。它需要熟练程度地制造带有表面贴装元件的电子原型。该协议中的关键步骤与电子产品的制造有关，特别是填充PCB，这很容易导致操作员在放置和焊接小组件时出错。然后，正确的封装对于延长暴露在潮湿和液体中的设备的使用寿命至关重要。植入方法的设计考虑了简单性。植入过程中食道穿孔或其他不良事件的风险很小。止血夹在临床实践中广泛使用;因此，无需特殊培训即可进行植入。
该器件可以很容易地进行修改，以配合具有电压输出的其他传感器，即电阻式传感器和其他ISFET传感器。这为在其他研究和临床实践领域利用整个概念提供了极大的灵活性;它不仅限于研究在pH ISFET传感器的情况下治疗GERD的新方法。
构造的设备是微型的;它的重量为1.2克，体积（0.6 cm3）比最接近的商业化植入式pH传感器少60%。通过将ISFET集成到PCB上，将电线直接粘合到PCB上，可以实现进一步的小型化。然而，这将大大增加所需设备的进入门槛（至少需要手动引线键合机）。因此，提出了一种更经济可行的替代方案，即制造商预先封装的ISFET传感器。
至于电源，氧化银/碱性/碳锌1.5 V电池提供更好的性能，并简化了电路设计。在此设备外形中使用原电池或锂离子电池可能会导致潜在问题。小型原电池具有高输出电阻，这会导致显著的电压降，可能导致微控制器和RF发射器的掉电。另一方面，锂离子电池与3.3 V微控制器不兼容（其工作电压约为3.0-4.2 V），增加了电路的复杂性（需要稳压器或DC/DC降压转换器）。由于这些原因，基于可用性、工作电压和足够低的输出电阻，两个1.5 V主按钮电池是最好的现成电池类型。
该传感器在食管pH监测方面具有良好的准确性; 离体 模型中pH值的平均误差为0.31，标准偏差为0.36。尽管在每次添加缓冲液之间用去离子水洗涤步骤， 但离体 模型中的较大偏差可能是由于食道中不同缓冲溶液的轻微混合引起的，这可能改变了溶液的pH值。所用 ISFET pH 传感器的灵敏度几乎遵循 -51.7 mV/pH 时的能氏斜率（-58 mV/pH，25 °C）。灵敏度高于基于锑的 pH 传感器用于监测 GERD （-45 mV/pH）21 的灵敏度。
引入了电池插入和无线传输程序开始之间24小时的延迟，以适应封装环氧树脂固化以及用于制造电子产品的实验室位于与内窥镜手术室不同的位置的情况。可以通过修改源代码并重新编译固件来更改此延迟。
根据实验的性质，这将由研究人员完成，可以选择合适的环氧树脂（成本与性能）。最初的实验是用汽车级环氧树脂完成的，这适用于初始实验，但从生物相容性的角度来看，不适合 体内 实验。对于生存实验，应选择符合ISO10993标准的医用级环氧树脂，以便与粘膜长期接触。此外，改善生物相容性的涂层（例如PTFE或Parylene）可以进一步降低植入物的排斥率和/或植入部位的炎症/刺激。
完全无源矫正接收器可以通过偏置检测器二极管来改善灵敏度22，23。如果需要提高对电磁干扰或RF噪声的抗扰度，可以通过在RF输入和二极管检测器之间添加高选择性带SAW滤波器来进一步修改二极管检波器24。如果需要更远距离的通信，可以使用有源 ASK 接收器（或软件定义的接收器 - SDR）。在这两种情况下，接收器的中心频率应设置为431.73 MHz（晶体频率乘以32乘以RF发射器集成电路中的PLL），分辨率带宽约为150-250 kHz。RF输出频率与电压和温度有关，在正常工作期间观察到与中心频率高达50 kHz的漂移。然后可以监测频段中的输出功率，并根据协议用于解码pH值。建议使用有源接收器进行初始测试。如果在植入式设备中使用，它会增加复杂性并造成重大的能量损失。它无法提供肖特基探测器提供的"零功率"优势。
如今，几乎所有有源可植入医疗设备在设计时都没有考虑到互操作性。它们的配置由外科医生或从业者手动完成25 ，并且不合作。该方法中提出的植入式设备与无源矫正接收器一起，展示了一种实现从一次性传感器到另一个植入式设备的无缝数据传输的方法。虽然市售的射频模块用于基于外差概念的植入式设备，但接收器模式对功率要求非常高26。使用所提出的溶液，不需要神经刺激器中的活性接收器;该电路可以构建为完全无源的。考虑实时患者数据的主要优点是提高治疗效果并显着降低功耗。例如，在GERD治疗的情况下，手稿中呈现的pH传感器可以在植入刺激器后植入食管下括约肌上方，以自动调整神经刺激模式，以最大限度地提高治疗效果，同时最大限度地降低功耗。由于传感器植入食管内壁在几天后容易脱位，因此将传感器设计为电池供电的传感器更有意义。由于原电池的体积能量密度较高，因此主电源的使用优于包含无线电源接收电路，充电线圈和基于电容器的能量存储的传感器。无线充电的整体效率也在很大程度上取决于线圈的空间方向，这将给设计带来另一个困难。无线充电为永久植入的微神经刺激器（即粘膜下层）提供了好处14。电池供电的pH传感器提供了优化这种微神经刺激器能耗的可能性。pH传感器不是对括约肌进行永久性/定期的神经刺激，而是可以显示何时需要刺激（即，主要在夜间和/或一天中的哪些小时）以及什么功率输出是最低的，以实现足够的较低食管括约肌压力。这些闭环或准闭环植入系统可以成为当前传统系统的有前途的替代方案，提供具有较小侵入性植入的较小植入装置并提高治疗效果。
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Disclosures
作者没有什么可声明的。
Acknowledgments
作者感激地感谢查理大学（项目GA UK No 176119）支持这项研究。这项工作得到了查理大学研究项目PROGRES Q 28（肿瘤学）的支持。
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| AG1 battery | Panasonic | SR621SW | Two batteries per one implant |
| Battery holder | MYOUNG | MY-521-01 | |
| Copper enamel wire for the antenna | pro-POWER | QSE Wire - 0.15 mm diameter, 38 SWG | |
| Epoxy for encapsulation | Loctite | EA M-31 CL | Two-part medical-grade ISO10993 compliant epoxy |
| FEP cable for pH sensor | Molex / Temp-Flex | 100057-0273 | |
| Flux cleaner | Shesto | UTFLLU05 | Prepare 5% solution in deionized water for cleaning by sonication |
| Hemostatic clip | Boston Scientific | Resolution | |
| Hot air gun + soldering iron | W.E.P. | Model 706 | Any soldering iron capable of soldering with tin and hot-air gun capable of maintaining 260 °C can be used |
| Impedance matching software | Iowa Hills Software | Smith Chart | Can be downloaded from http://www.iowahills.com/9SmithChartPage.html - alternatively, any RF design software supports calculation of impedance matching components |
| ISFET pH sensor on a PCB | WinSense | WIPS | Order a model pre-mounted on a PCB with on-chip gold reference electrode |
| Laboratory pH meter | Hanna Instruments | HI2210-02 | Used with HI1131B glass probe |
| Microcontorller programmer | Microchip | PICkit 3 | Other PIC16 compatible programmers can be also used |
| Pig stomach with esophagus | Local pig farm | Obtained from approx. 40–50 kg pig | It is important that the stomach includes a full length of the esophagus. |
| Printed circuit board - receiver | Choose preferred PCB supplier | According to pcb2.zip data | One layer, 0.8 mm thickness, FR4, no mask |
| Printed circuit board - sensor | Choose preferred PCB supplier | According to pcb1.zip data | Two-layer with PTH, 0.6 mm thickness, FR4, 2x mask |
| Receiver - 0R | Vishay | CRCW04020000Z0EDC | See Figure 12 and Figure 13 for placement |
| Receiver - 1.5 pF | Murata | GRM0225C1C1R5CA03L | See Figure 12 and Figure 13 for placement |
| Receiver - 100 pF | Murata | GRM0225C1E101JA02L | See Figure 12 and Figure 13 for placement |
| Receiver - 33 nH | Pulse Electronics | PE-0402CL330JTT | See Figure 12 and Figure13 for placement |
| Receiver - RF schottky diodes | MACOM | MA4E2200B1-287T | See Figure 12 and Figure 13 for placement |
| Receiver - SMA antenna | LPRS | ANT-433MS | |
| Receiver - SMA connector | Linx Technologies | CONSMA001 | See Figure 12 and Figure 13 for placement |
| Sensor - C1 | Murata | GRM0225C1H8R0DA03L | 8 pF 0402 capacitor |
| Sensor - C2 | Murata | GRM0225C1H8R0DA03L | 8 pF 0402 capacitor |
| Sensor - C3 | Murata | GCM155R71H102KA37D | 1 nF 0402 capacitor |
| Sensor - C4 | Murata | GRM0225C1H1R8BA03L | 1.8 pF |
| Sensor - C5 | Vishay | CRCW04020000Z0EDC | Place 0R 0402 resistor or use to match the antenna |
| Sensor - C6 | Murata | GRM155C81C105KE11J | 1 uF 0402 capacitor |
| Sensor - C7 | Murata | GRM155C81C105KE11J | 1 uF 0402 capacitor |
| Sensor - C8 | Murata | GRM022R61A104ME01L | 100 nF 0402 capacitor |
| Sensor - IC1 | Microchip | MICRF113YM6-TR | MICRF113 RF transmitter |
| Sensor - IC2 | Microchip | PIC16LF1704-I/ML | PIC16LF1704 low-power microcontroller |
| Sensor - R1 | Vishay | CRCW040210K0FKEDC | 10 kOhm 0402 resistor |
| Sensor - R2 | Vishay | CRCW040233K0FKEDC | 33 kOhm 0402 resistor |
| Sensor - R3 | Vishay | CRCW04021K00FKEDC | 1 kOhm 0402 resistor |
| Sensor - R5 | Vishay | CRCW040210K0FKEDC | 10 kOhm 0402 resistor |
| Sensor - X1 | ABRACON | ABM8W-13.4916MHZ-8-J2Z-T3 | 3.2 x 2.5 mm 13.4916 MHz 8 pF crystal |
| Titanium wire | Sigma-Aldrich | GF36846434 | 0.125 mm titanium wire |
| Vector network analyzer | mini RADIO SOLUTIONS | miniVNA Tiny | Other vector network analyzers can be used - the required operation frequency is 300–500 MHz, resolution bandwidth equal or lower than 1 MHz, output power of no more than 0 dBm and dynamic range preferably better than 60 dB for the receiving front-end |
References
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