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Bioengineering

Costruzione di un sensore impiantabile endoscopicamente abilitato wireless per il monitoraggio del pH con ricevitore basato su diodi Schottky a polarizzazione zero

Published: August 27, 2021 doi: 10.3791/62864
Automatic Translation
1, 1, 2, 3, 3
1Department of Medical Biophysics and Medical Informatics, Third Faculty of Medicine, Charles University, 2Department of General Surgery, Third Faculty of Medicine, Charles University, University Hospital Královské Vinohrady, 3Department of Internal Medicine, Third Faculty of Medicine, Charles University, University Hospital Královské Vinohrady

Summary

Il manoscritto presenta un sensore di pH impiantabile in miniatura con uscita wireless modulata ASK insieme a un circuito ricevitore completamente passivo basato su diodi Schottky a polarizzazione zero. Questa soluzione può essere utilizzata come base nello sviluppo di dispositivi di terapia elettrostimolante calibrati in vivo e per il monitoraggio ambulatoriale del pH.

Abstract

Il monitoraggio ambulatoriale del pH del reflusso patologico è un'opportunità per osservare la relazione tra sintomi ed esposizione dell'esofago al reflusso acido o non acido. Questo documento descrive un metodo per lo sviluppo, la produzione e l'impianto di un sensore di pH wireless in miniatura. Il sensore è progettato per essere impiantato endoscopicamente con una singola clip emostatica. Viene inoltre costruito e testato un ricevitore completamente passivo basato su rectenna basato su un diodo Schottky a polarizzazione zero. Per costruire il dispositivo, sono stati utilizzati un circuito stampato a due strati e componenti pronti all'uso. Un microcontrollore miniaturizzato con periferiche analogiche integrate viene utilizzato come front-end analogico per il sensore a transistor a effetto di campo sensibile agli ioni (ISFET) e per generare un segnale digitale che viene trasmesso con un chip trasmettitore di commutazione di ampiezza. Il dispositivo è alimentato da due celle alcaline primarie. Il dispositivo impiantabile ha un volume totale di 0,6 cm3 e un peso di 1,2 grammi, e le sue prestazioni sono state verificate in un modello ex vivo (esofago suino e stomaco). Successivamente, è stato costruito un ricevitore passivo basato su rectenna a ingombro ridotto che può essere facilmente integrato in un ricevitore esterno o nel neurostimolatore impiantabile e ha dimostrato di ricevere il segnale RF dall'impianto quando si trova in prossimità (20 cm) di esso. Le dimensioni ridotte del sensore forniscono un monitoraggio continuo del pH con un'ostruzione minima dell'esofago. Il sensore potrebbe essere utilizzato nella pratica clinica di routine per il monitoraggio del pH esofageo 24/96 ore senza la necessità di inserire un catetere nasale. La natura "a potenza zero" del ricevitore consente inoltre l'uso del sensore per la calibrazione automatica in vivo di dispositivi di neurostimolazione in miniatura dello sfintere esofageo inferiore. Un controllo attivo basato su sensori consente lo sviluppo di algoritmi avanzati per ridurre al minimo l'energia utilizzata per ottenere un risultato clinico desiderabile. Uno degli esempi di tale algoritmo sarebbe un sistema a circuito chiuso per la terapia di neurostimolazione su richiesta della malattia da reflusso gastroesofageo (GERD).

Introduction

Il Montreal Consensus definisce la malattia da reflusso gastroesofageo (GERD) come "una condizione che si sviluppa quando il reflusso del contenuto dello stomaco provoca sintomi spiacevoli e / o complicazioni". Può essere associato ad altre complicazioni specifiche come stenosi esofagee, esofago di Barrett o adenocarcinoma esofageo. La GERD colpisce circa il 20% della popolazione adulta, principalmente nei paesi con un elevato status economico1.

Il monitoraggio ambulatoriale del pH del reflusso patologico (tempo di esposizione acida superiore al 6%) consente di distinguere la relazione tra sintomi e reflusso gastroesofageo acido o non acido2,3. Nei pazienti che non rispondono alla terapia con PPI (inibitori della pompa protonica), il monitoraggio del pH può rispondere se si tratta di reflusso gastroesofageo patologico e perché il paziente non risponde alla terapia PPI standard. Attualmente sono offerte varie opzioni di monitoraggio del pH e dell'impedenza. Una delle possibilità più recenti è il monitoraggio wireless mediante dispositivi impiantabili4,5.

La GERD è associata al disturbo dello sfintere esofageo inferiore (LES), in cui le contrazioni mostrate durante la manometria esofagea non sono patologiche ma hanno un'ampiezza ridotta nella GERD a lungo termine. LES è costituito da muscolatura liscia e mantiene contrazioni toniche dovute a fattori miogenici e neurogenici. Si rilassa a causa dell'inibizione vagale-mediata che coinvolge l'ossido nitrico come neurotrasmettitore6.

È stato dimostrato che la stimolazione elettrica con due coppie di elettrodi aumenta il tempo di contrazione del LES in un modello di reflusso canino7. Il rilassamento del LES, compresa la pressione residua durante la deglutizione, non è stato influenzato dalla stimolazione sia a bassa che ad alta frequenza. La stimolazione ad alta frequenza è una scelta ovvia perché richiede meno energia e prolunga la durata della batteria.

Sebbene il trattamento di elettrostimolazione (ET) dello sfintere esofageo inferiore sia un concetto relativamente nuovo nel trattamento dei pazienti con GERD, questa terapia si è dimostrata sicura ed efficace. Questa forma di trattamento ha dimostrato di fornire un sollievo significativo e duraturo dai sintomi della GERD, eliminando la necessità di un trattamento con PPI e riducendo l'esposizione all'acido esofageo8,9,10.

L'attuale sensore di pH all'avanguardia per la diagnostica di GERD è il dispositivo Bravo11,12. Con un volume stimato di 1,7 cm3, può essere impiantato direttamente nell'esofago con o senza feedback endoscopico visivo e fornisce un monitoraggio 24 ore + del pH nell'esofago.

Considerando che la terapia di elettrostimolazione è una delle alternative più promettenti per il trattamento della GERD che non risponde alla terapia standard8,13, ha senso fornire i dati dal sensore di pH al neurostimolatore. La recente ricerca mostra un chiaro percorso verso lo sviluppo futuro in questo campo che porterà a rigidi dispositivi impiantabili all-in-one che risiederanno nel sito di neurostimolazione14,15. A tale scopo, l'ISFET (transistor a effetto di campo sensibile agli ioni) è uno dei migliori tipi di sensori a causa della sua natura miniaturizzata, della possibilità di integrazione su chip di un elettrodo di riferimento (oro in questo caso) e di una sensibilità sufficientemente elevata. Sul silicio, l'ISFET assomiglia alla struttura di un MOSFET standard (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor). Tuttavia, il cancello, normalmente collegato ad un terminale elettrico, viene sostituito da uno strato di materiale attivo a diretto contatto con l'ambiente circostante. Nel caso di ISFET sensibili al pH, questo strato è formato da nitruro di silicio (Si3N4)16.

Il principale svantaggio dei dispositivi impiantabili endoscopicamente è la limitazione intrinseca delle dimensioni della batteria, che può portare a una durata ridotta di questi dispositivi o motivare i produttori a sviluppare algoritmi avanzati che forniranno l'effetto richiesto a un costo energetico inferiore. Uno degli esempi di tale algoritmo sarebbe un sistema a circuito chiuso per la terapia di neurostimolazione su richiesta di GERD. Simile ai misuratori di glucosio continui (CGM) + sistemi di pompe per insulina17, un tale sistema impiegherebbe un sensore di pH esofageo o un altro sensore per rilevare la pressione corrente dello sfintere esofageo inferiore insieme a un'unità di neurostimolazione.

La risposta alla terapia di neurostimolazione e i requisiti per i modelli di neurostimolazione possono essere individuali13. Pertanto, è importante sviluppare sensori indipendenti che potrebbero essere utilizzati sia per la diagnosi e la caratterizzazione della disfunzione o per partecipare attivamente alla calibrazione del sistema di neurostimolazione in base alle esigenze individuali dei pazienti18. Questi sensori dovrebbero essere il più piccoli possibile per non influire sulla normale funzionalità dell'organo.

Questo manoscritto descrive un metodo di progettazione e fabbricazione di un sensore di pH basato su ISFET con trasmettitore ASK (amplitude-shift keying) e un ricevitore passivo basato su rectenna a ingombro ridotto. Sulla base della semplice architettura della soluzione, i dati di pH possono essere ricevuti da un ricevitore esterno o persino dal neurostimolatore impiantabile senza alcun volume significativo o penalità di potenza. La modulazione ASK viene scelta a causa della natura del ricevitore passivo, che è in grado di rilevare solo la potenza del segnale RF ricevuto (spesso chiamata "potenza del segnale ricevuto"). Il diagramma schematico, che è incorporato come materiale supplementare, mostra la costruzione del dispositivo. È alimentato direttamente da due batterie alcaline AG1, che forniscono una tensione compresa tra 2,0-3,0 V (in base allo stato di carica). Le batterie alimentano il microcontrollore interno, che utilizza le sue periferiche ADC (convertitore analogico-digitale), DAC (convertitore digitale-analogico), amplificatore di funzionamento interno e FVR (riferimento a tensione fissa) per polarizzare il sensore di pH ISFET. La tensione di "gate" risultante (l'elettrodo di riferimento in oro) è proporzionale al pH dell'ambiente circostante. Una corrente ids stabile è fornita da un resistore di rilevamento R2 lato basso. La sorgente del sensore ISFET è collegata all'ingresso non invertente dell'amplificatore operazionale, mentre l'ingresso invertente è collegato alla tensione di uscita del modulo DAC impostata su 960 mV. L'uscita dell'amplificatore operazionale è collegata al perno di scarico dell'ISFET. Questo amplificatore operazionale regola la tensione di drenaggio in modo che la differenza di tensione sul resistore R2 sia sempre di 960 mV; quindi, una corrente di polarizzazione costante di 29 μA scorre attraverso l'ISFET (quando è in normale funzionamento). La tensione di gate viene quindi misurata con un ADC. Il microcontrollore accende quindi il trasmettitore RF tramite uno dei pin GPIO (general purpose input/output) e trasmette la sequenza. Il circuito del trasmettitore RF coinvolge un cristallo e una rete corrispondente che abbina l'uscita a 50 Ω impedenza.

Per gli esperimenti qui dimostrati, abbiamo usato uno stomaco di maiale con una lunga sezione dell'esofago montato in un modello di plastica standardizzato. Questo è un modello comunemente usato per praticare tecniche endoscopiche come ESD (dissezione sottomucosa endoscopica), POEM (miotomia endoscopica orale), resezione endoscopica della mucosa (EMR), emostasi, ecc. Per quanto riguarda i parametri anatomici più vicini possibili che si avvicinano agli organi umani, abbiamo usato lo stomaco e l'esofago di maiali del peso di 40-50 kg.

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Protocol

Nessun animale vivente è stato coinvolto in questo studio. L'esperimento è stato eseguito su un modello ex vivo costituito da un esofago suino e dallo stomaco. Lo stomaco e l'esofago sono stati acquistati da una macelleria locale come prodotto standard. Questa procedura è conforme alle leggi ceche e la preferiamo a causa del principio "3R" (sostituzione, riduzione e perfezionamento).

1. Fabbricazione del gruppo sensore di pH

NOTA: osservare le precauzioni per la manipolazione di componenti sensibili alle scariche elettrostatiche (ESD) durante la fabbricazione del gruppo sensore di pH. Fare attenzione quando si lavora con il saldatore.

  1. Posizionare il sensore di pH ISFET montato su un circuito stampato (PCB) su una superficie piana. Individuare i contatti saldabili.
  2. Tagliare i contatti saldabili, in modo che la loro lunghezza non sia superiore a 3 mm.
  3. Saldare una sezione di 15 mm di cavo rivestito in etilene propilene fluorurato (FEP) agli elettrodi saldabili del sensore di pH. Non pulire meccanicamente o chimicamente il gruppo stampo nudo. Cercare di evitare la contaminazione dello stampo e del PCB con flusso durante la saldatura.
  4. Ispezionare il gruppo sensore-cavo di pH al microscopio per circuiti aperti e cortocircuiti. Quindi, controlla i pantaloncini con un tester aperto-corto. Un assieme correttamente preparato in questa fase è illustrato nella Figura 1.
  5. Pulire il gruppo del sensore di pH in un pulitore ad ultrasuoni per 5 minuti a 70 °C in una soluzione al 5% di rimozione del flusso in acqua. La gamma ottimale di potenza degli ultrasuoni è 50-100 W / l. Non superare i 100 W/l.
  6. Risciacquare il gruppo sensore di pH in alcool isopropilico di grado tecnico per almeno 3 minuti e lasciarlo asciugare in forno a 80 °C per 15 minuti.
  7. Posizionare tutti i sensori di pH su una superficie piana (nel caso in cui ne vengano preparati più contemporaneamente) prima di procedere al passaggio successivo.
  8. Mescolare una quantità appropriata di resina epossidica in due parti per l'incapsulamento degli elettrodi saldati. Utilizzare un minimo di 2 ml per consentire una miscelazione accurata. Utilizzare resina epossidica opaca nera per consentire l'ispezione successiva: parti del sensore esposte all'ambiente saranno viste più facilmente in quanto non avranno resina epossidica opaca su di esse
  9. Trasferire la resina epossidica mista in una siringa da 1 mL con un ago piatto da 0,5 mm.
  10. Rivestire l'area di saldatura dei sensori di pH con resina epossidica. Assicurarsi di rivestire l'intera area degli elettrodi PCB e il filo esposto.
  11. Lasciare polimerizzare la resina epossidica a temperatura ambiente o elevata (80 °C max), per questo studio sono stati utilizzati 50 °C con la resina epossidica elencata nella Tabella dei materiali.
  12. Ispezionare l'area rivestita al microscopio. Se sono esposte parti metalliche non rivestite (elettrodo PCB o filo), ripetere i passaggi 1.8-1.11 fino a quando non ci sono segni visivi di metallo non rivestito.
  13. Tagliare i fili alla lunghezza e all'angolo mostrati nella Figura 2. Rivestire le estremità con saldatura per evitare lo sfilacciamento.

2. Fabbricazione dell'assemblaggio elettronico

NOTA: Osservare le precauzioni per la manipolazione di componenti sensibili all'ESD durante la fabbricazione dell'elettronica. Fare attenzione quando si lavora con il saldatore e la pistola ad aria calda.

  1. Posizionare il PCB (prodotto sulla base dei file supplementari "pcb1.zip" e del diagramma schematico "schematic.png") su una superficie piana, i componenti sono rivolti verso l'alto.
  2. Applicare la pasta saldante su tutti i cuscinetti placcati in oro a vista.
  3. Posizionare tutti i componenti passivi e attivi utilizzando una pinzetta in base alla Figura 3 e alla Tabella dei materiali.
  4. Riscaldare il PCB con la pistola ad aria calda per saldare i componenti. Riscaldare gradualmente il PCB a 150 °C per 2 minuti per espellere l'acqua residua dalle confezioni e attivare il flusso nella pasta saldante. Quindi, riscaldare il PCB a 260 °C per saldare i componenti. Lasciare raffreddare il PCB a temperatura ambiente, non spostarlo durante l'intero processo di saldatura.
  5. Dopo la saldatura e il raffreddamento a temperatura ambiente, ispezionare il PCB al microscopio per verificare il corretto posizionamento di tutti i componenti e i pantaloncini. Se non si osservano pantaloncini o posizionamento errato dei componenti, ignorare il passaggio 2.6.
  6. Riparare eventuali pantaloncini o posizionamento errato dei componenti con una pistola saldante o una pistola ad aria calda. Andare al passaggio 2.5.
  7. Saldare 5 fili ai componenti (cavi di alimentazione e programmazione) come mostrato nella Figura 4.
  8. Per collegare il PCB al programmatore, collegare i fili saldati nel passaggio 2.7. al connettore del programmatore.
  9. Programmare il firmware (vedere Risultati rappresentativi per una spiegazione dettagliata del file da utilizzare) al microcontroller. Utilizzare la procedura descritta in precedenza per configurare il software di programmazione19. Impostare il programmatore per alimentare il dispositivo con una tensione di circa 2,5 V. Scollegare i 5 fili dopo la programmazione.
  10. Posizionare il PCB su una superficie piana, lato componente verso l'alto. Saldare il filo dell'antenna in rame AWG38 (lunghezza di 3 cm) come mostrato nella Figura 5 e avvolgerlo attorno al bordo del PCB. Fissare il filo dell'antenna al bordo del PCB con un adesivo cianoacrilato. Saldare gli altri due ponticelli a filo con filo di rame SWG38 come mostrato nella Figura 5. Evitare il contatto elettrico con altri componenti.
  11. Metti il PCB su una superficie piana, il componente è rivolto verso il basso.
  12. Saldare due portabatterie nella parte opposta del PCB, come mostrato nella Figura 6.
  13. Saldare il gruppo del sensore di pH ai terminali sul PCB, come mostrato nella Figura 7.
  14. Inserire due batterie AG1 nei portabatterie.
    NOTA: non procedere con questo passaggio e i passaggi successivi in questa sezione prima di 24 ore prima del test e dell'impianto endoscopico del sensore.
  15. Preparare una quantità appropriata di resina epossidica come descritto al punto 1.8. per l'incapsulamento del dispositivo.
  16. Incapsulare il dispositivo con la resina epossidica utilizzando la stessa procedura descritta al punto 1.9 (siringa con ago). Lasciare polimerizzare la resina epossidica a temperatura ambiente o leggermente elevata (non superare i 50 °C a causa della presenza di batterie). Vedere la Figura 8 per i risultati corretti dell'incapsulamento.
  17. Creare un gancio in filo di titanio secondo la Figura 9.
    NOTA: Il titanio (Grado II) è stato scelto per la sua biocompatibilità e il track record di utilizzo in dispositivi medici impiantabili. Può essere utilizzato anche l'acciaio inossidabile. Tuttavia, il tipo e il trattamento termico devono essere scelti con attenzione poiché alcuni tipi di acciaio inossidabile sono molto fragili.
  18. Collegare il gancio del filo al dispositivo con una goccia di resina epossidica a indurimento rapido (vedere Figura 10) e lasciarlo polimerizzare a temperatura ambiente o a temperatura leggermente elevata (massimo 50 °C). Il sensore di pH si trova nella parte inferiore sinistra del dispositivo impiantabile.
  19. Il sensore si attiva 24 ore dopo l'inserimento delle batterie. Nel frattempo, procedere con il passaggio 3.
    NOTA: Sospendere il protocollo ora se è possibile completare il passaggio 3 entro 24 ore dall'inserimento delle batterie.

3. Fabbricazione del ricevitore rectenna passivo

  1. Posizionare il PCB (prodotto sulla base del file supplementare "pcb2.zip"). per la rectenna su una superficie piana.
  2. Saldare i componenti utilizzando il metodo della pasta saldante descritto nei passaggi 2.2-2.6 o utilizzare una pistola di saldatura secondo la Figura 11A.
    NOTA: se lo sperimentatore decide di produrre nuovamente il ricevitore rectenna (è stato precedentemente fabbricato e abbinato) o non desidera procedere con la corrispondenza del ricevitore, utilizzare i valori dei componenti precedentemente determinati dallo sperimentatore o forniti nella Figura 11B e saltare i passaggi 3.5-3.7.
  3. Saldare il connettore SMA al PCB.
  4. Ispezionare il PCB al microscopio. Se si osservano dei pantaloncini o il posizionamento errato dei componenti, risolvere i problemi.
  5. Collegare un ingresso dell'analizzatore di rete vettoriale al connettore SMA.
  6. Registra il grafico S11 Smith della rectenna da 300-500 MHz con larghezza di banda di risoluzione 1 kHz. Osservare la risposta e registrare l'impedenza a 431,7 MHz. Utilizzare un software di calcolo della corrispondenza dell'impedenza per determinare i valori dei componenti corrispondenti. Il grafico di Smith di esempio è mostrato nella Figura 12A.
  7. Saldare i componenti corrispondenti all'impedenza e ispezionare al microscopio i cortocircuiti e il posizionamento dei componenti.
  8. Misurare nuovamente con l'analizzatore di spettro e confermare che il rapporto di tensione ad onda stazionaria (VSWR) è inferiore a 3 tra 300-500 MHz (all'interno del cerchio ciano esterno mostrato nella Figura 12B). In caso contrario, ripetere con diversi componenti corrispondenti o continuare con le prestazioni ridotte della rectenna in mente.
  9. Collegare l'antenna a banda 433 MHz al connettore SMA. Collegare un oscilloscopio all'uscita rectenna.
  10. Impostare l'oscilloscopio su funzionamento a canale singolo, base temporale di rotolamento, modalità CC, base temporale 500 ms/div e scala di tensione 5 mV/div.

4. Test del dispositivo

NOTA: i seguenti passaggi richiedono l'uso di sostanze chimiche. Studiare in anticipo le schede di sicurezza dei materiali delle sostanze chimiche e utilizzare dispositivi di protezione adeguati e pratiche di laboratorio comuni durante la manipolazione.

  1. Ispezionare l'uscita del sensore osservando il segnale mostrato sull'oscilloscopio. L'output di esempio è mostrato nella Figura 13,14. Il dispositivo sarà attivo dopo 24 ore dall'inserimento delle batterie. Il periodo di trasmissione dell'uscita del sensore di pH varia a seconda del file che è stato programmato al microcontrollore (vedere Risultati rappresentativi per una spiegazione dettagliata).
  2. Preparare la soluzione di acido cloridrico al 2% (usare cautela quando si maneggia l'acido cloridrico). Preparare soluzioni tampone da 100 mM di pH 4 (ftalato di idrogeno di potassio/ acido cloridrico), pH 7 (potassio diidrogeno fosfato / idrossido di sodio) e pH 10 (carbonato di sodio / carbonato acido di sodio) utilizzando procedure di laboratorio standard e contrassegnare i becher.
  3. Verificare il pH di tutti e quattro i becher utilizzando un pHmetro calibrato. Regolare se necessario.
  4. Immergere la capsula in ogni becher e registrare almeno 3 campioni. Misurare il periodo tra il secondo e il terzo impulso e compilarlo nel foglio di calcolo fornito (File supplementare 1). Determinare i coefficienti di calibrazione per il sensore di pH utilizzando il foglio di calcolo.
  5. Dopo la calibrazione, misurare il tempo tra il secondo e il terzo impulso e inserirlo nel foglio di calcolo per determinare il pH della soluzione a cui è esposto il sensore di pH.

5. Impianto endoscopico del sensore

  1. Preparare un modello sucino endoscopico ex vivo composto dallo stomaco e da un lungo segmento dell'esofago.
  2. Afferrare il sensore esternamente con una clip emostatica, come mostrato nella Figura 15 e nella Figura 16.
  3. Inserire l'endoscopio con il sensore nella clip nel modo standard nel modello.
  4. Posizionare la clip con il sensore vicino allo sfintere esofageo inferiore.
  5. Ruotare l'endoscopio contro la parete esofagea, aprire la clip e quindi spingere verso la parete esofagea. Chiudete la clip e rilasciatela. Il sensore rimarrà attaccato alla parete esofagea nella posizione desiderata, come mostrato in Figura 17D e Figura 17E.
  6. Estrarre l'endoscopio.

6. Esperimento dopo l'impianto

NOTA: i seguenti passaggi richiedono l'uso di sostanze chimiche. Studiare in anticipo le schede di sicurezza dei materiali delle sostanze chimiche e utilizzare dispositivi di protezione adeguati e pratiche di laboratorio comuni durante la manipolazione.

  1. Posizionare il ricevitore entro 10 cm (massimo) dal sensore impiantato.
  2. Iniettare 50 mL delle soluzioni con vari valori di pH nell'esofago, come mostrato nella Figura 18, e osservare i cambiamenti nella risposta del sensore. Ritrarre l'endoscopio dopo ogni iniezione e leggere il valore non prima di 30 s dopo l'iniezione. Lavare l'esofago con 100 ml di acqua deionizzata tra le soluzioni di iniezione con pH diverso.
  3. Utilizzare il foglio di calcolo (File supplementare 1) per calcolare il pH misurato dal sensore.

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Representative Results

Un dispositivo in grado di rilevare autonomamente il pH e la trasmissione wireless del valore del pH è stato costruito con successo, come mostrato nella Figura 8. Il dispositivo costruito è un modello in miniatura; pesa 1,2 g e ha un volume di 0,6 cm3. Le dimensioni approssimative sono 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Come mostrato in Figura 15, Figura 16 e Figura 17, può essere impiantato in prossimità dello sfintere esofageo inferiore con una singola clip emostatica; non sono necessari accessori speciali. Una vista dettagliata di un esofago sezionato con il sensore impiantato è mostrata nella Figura 19.

Il ricevitore rectenna passivo ha un ingombro complessivo di soli 22 mm2 anche se è ottimizzato per la saldatura manuale. Quando il ricevitore rectenna passivo viene messo in prossimità del dispositivo di rilevamento del pH (10 cm) quando si trova in uno stato attivo (24 ore dopo l'inserimento delle batterie fino alla completa scarica delle batterie), è possibile osservare chiari picchi di tensione durante la trasmissione del dispositivo. Questo è mostrato nella Figura 13. I primi due impulsi brevi (75 ms) sono impulsi di sincronizzazione. La distanza tra la fine del secondo impulso e l'inizio del terzo impulso è proporzionale alla tensione Vgs dell'ISFET sottratta di 800 mV (100 ms = 900 mV, 200 ms = 1000 mV, ecc.). Questa tensione si traduce linearmente nel pH dell'ambiente a cui è sottoposto il sensore.

Basato su una semplice calibrazione a due punti con tamponi di pH di pH 4 e pH 10 (Tabella 1), il sensore può restituire letture stabili e ripetibili del valore del pH (Tabella 2). Sono state utilizzate un totale di quattro diverse soluzioni con pH noto: pH 0,6 (soluzione 160 mM di acido cloridrico nell'acqua, che imita l'acido dello stomaco20) e tamponi di calibrazione con pH 4, pH 7 e pH 10. I valori medi di pH di errore del sensore erano 0,25 e 0,31 quando testati in soluzioni in becher e in un modello ex vivo , rispettivamente. Le deviazioni standard degli errori sono state rispettivamente di 0,30 e 0,36.

Quando si trova in prossimità del trasmettitore (10 cm), la rectenna passiva produce un segnale con un'ampiezza di almeno decine di millivolt che può essere facilmente rilevato da un semplice comparatore o amplificato con un amplificatore operazionale a corrente di quiescenza a bassissima potenza. L'effetto di un'antenna di telefonia mobile con una chiamata GSM attiva ha solo un effetto negativo minore sulla ricezione dei dati dal sensore, come dimostrato nella Figura 14. I picchi di trasmissione del telefono cellulare possono essere filtrati da un semplice filtro passivo RC/LC (resistore-condensatore/induttore-condensatore) in quanto formano una parte ad alta frequenza del segnale (la loro frequenza è generalmente superiore a 500 Hz).

In uno dei dispositivi, un cortocircuito tra tutti e tre gli elettrodi ISFET è stato intenzionalmente realizzato per mostrare come cambia il comportamento del dispositivo quando il dispositivo è assemblato in modo errato. In questo caso, non si osserva alcuna risposta tensione-pH e la tensione di gate è uguale alla tensione di scarico, che è la tensione del pacco batteria (2-3,2 V). Il convertitore AD, a cui si fa riferimento a un riferimento interno a 2,048 V, restituisce quindi il valore più alto possibile, che si traduce in 2048 mV. Il rumore può causare lievi fluttuazioni nell'uscita ADC.

Sono state sviluppate e testate due varianti di firmware che possono essere programmate sul dispositivo. Il primo (firmware_10s.zip) è destinato a esperimenti a breve termine in cui il valore del pH viene trasmesso ogni 10 s. Ciò fornisce più punti dati per il costo della durata ridotta della batteria, che è limitata a circa 24-30 ore. L'altro (firmware_1min.zip) è destinato a esperimenti a lungo termine. Il valore del pH viene trasmesso una volta al minuto. La durata del sensore con una frequenza di campionamento inferiore è di circa 5-6 giorni. Esiste anche una versione del firmware (firmware-test.zip), che non include il ritardo di 24 ore. Questo file può essere utilizzato per testare la corretta funzionalità dell'elettronica prima dell'incapsulamento. In alternativa, il ritardo può essere modificato modificando il codice e ricompilando il progetto. Il ritardo è stato implementato per consentire una cura completa della resina epossidica o una possibilità quando il dispositivo viene prodotto in un sito diverso rispetto alla sala di chirurgia endoscopica. Con il ritardo introdotto, la vita operativa utile del dispositivo è massimizzata.

Figure 1
Figura 1: Assemblaggio del sensore di pH prima del taglio finale Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 2
Figura 2: Assemblaggio del sensore di pH dopo il taglio finale Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 3
Figura 3: Diagramma di posizionamento per il sensore impiantabile (vedere Tabella dei materiali per i valori dei componenti). Il pin 1 è contrassegnato come un punto rosso. Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 4
Figura 4: Posizionamento dei fili di programmazione Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 5
Figura 5: Posizionamento del filo dell'antenna e dei fili del ponticello Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 6
Figura 6: Posizionamento dei portabatterie Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 7
Figura 7: Saldatura del gruppo sensore di pH all'elettronica Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 8
Figura 8: Sensore incapsulato finito. (A) vista laterale, (B) vista posteriore Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 9
Figura 9: Gancio per filo di titanio Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 10
Figura 10: Fissaggio del gancio del filo al dispositivo impiantabile Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 11
Figura 11: Diagramma di posizionamento per la rectenna. (A) con componenti corrispondenti, (B) senza componenti corrispondenti, pronto per essere abbinato a un analizzatore di rete vettoriale Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 12
Figura 12: Grafico di Smith. (A) rectenna non corrispondente, (B) rectenna corrispondente Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 13
Figura 13: Esempio di risposta della rectenna ai dati in entrata dal sensore Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 14
Figura 14: Esempio di risposta in presenza di rumore RF (telefono nelle vicinanze con una chiamata GSM attiva). (A) 20 cm tra il bordo del telefono e del ricevitore, (B) 10 cm tra il bordo del telefono e del ricevitore, (C) 5 cm tra il bordo del telefono e del ricevitore Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 15
Figura 15: Immagine dell'endoscopio con clip emostatica e sensore di pH impiantabile Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 16
Figura 16: Sensore di pH impiantabile afferrato con la clip emostatica in un cappuccio Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 17
Figura 17: Impianto del sensore. (A) inserimento dell'endoscopio con il sensore di pH impiantabile nel modello, (B) luogo di impianto - 3 cm sopra la giunzione gastroesofagea, (C) preparazione del posizionamento della clip, (D) la clip è stata posizionata con successo, (E) vista del sensore di pH ISFET, impiantato in prossimità dello sfintere esofageo inferiore Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 18
Figura 18: Iniezione della soluzione tampone pH attraverso il canale endoscopico Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Figure 19
Figura 19: Esofago sezionato del modello ex vivo con il sensore impiantato Fare clic qui per visualizzare una versione più grande di questa figura.

Dati di calibrazione
Valore pH (cal. metro) [-] Lunghezza dell'impulso [ms] Calc. volt. uscita [mV]
3.98 400 1200
10.01 710 1510

Tabella 1: Dati di calibrazione di esempio

Dati misurati
Valore pH (cal. metro) [-] Calc. volt. uscita [mV] pH stimato [-] Errore [abs. pH] Errore [%]
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%
Std. deviazione del pH [-] 0.30
Errore medio [-] 0.25

Tabella 2: Dati misurati (prova con becher)

Dati misurati
Valore pH (cal. metro) [-] Calc. volt. uscita [mV] pH stimato [-] Errore [abs. pH] Errore [%]
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%
Std. deviazione del pH [-] 0.36
Errore medio [-] 0.31

Tabella 3: Dati misurati (test in un modello ex vivo )

File supplementare 1: foglio di calcolo.xlsx. Foglio di calcolo per la calibrazione e l'elaborazione dei dati dal sensore Fare clic qui per scaricare questo file.

File supplementare 2: pcb1.zip. Dati di produzione Gerber per il dispositivo impiantabile Fare clic qui per scaricare questo file.

File supplementare 3: pcb2.zip. Dati di produzione Gerber per il ricevitore Fare clic qui per scaricare questo file.

File supplementare 4: firmware_10s.zip. Firmware per il microcontrollore con periodo di trasmissione di 10 s Fare clic qui per scaricare questo file.

File supplementare 5: firmware_1min.zip. Firmware per il microcontrollore con un periodo di trasmissione di 1 min Fare clic qui per scaricare questo file.

File supplementare 6: firmware-test.zip. Firmware per il microcontrollore senza pausa di 24 ore prima dell'attivazione Fare clic qui per scaricare questo file.

File supplementare 7: Schema schematico dell'elettronica Fare clic qui per scaricare questo file.

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Discussion

Questo metodo è adatto per i ricercatori che lavorano allo sviluppo di nuovi dispositivi medici impiantabili attivi. Richiede un livello di competenza nella produzione di prototipi elettronici con componenti a montaggio superficiale. I passaggi critici del protocollo sono legati alla produzione dell'elettronica, in particolare popolando i PCB, che è soggetta a errori dell'operatore nel posizionamento e nella saldatura di piccoli componenti. Quindi, un corretto incapsulamento è fondamentale per prolungare la durata del dispositivo quando esposto a umidità e liquidi. Il metodo di impianto è stato progettato pensando alla semplicità. Il rischio di perforazione dell'esofago o di altri eventi avversi durante l'impianto è minimo. Le clip emostatiche sono ampiamente utilizzate nella pratica clinica; pertanto, non è necessaria alcuna formazione speciale per eseguire l'impianto.

Il dispositivo può essere facilmente modificato per accompagnare altri sensori con uscita di tensione, ad esempio sensori resistivi e altri sensori ISFET. Ciò offre una grande flessibilità per utilizzare l'intero concetto in altre aree di ricerca e pratica clinica; non si limita alla ricerca di nuovi metodi di trattamento della GERD nel caso di un sensore di pH ISFET.

Il dispositivo costruito è in miniatura; pesa 1,2 g e occupa il 60% in meno di volume (0,6 cm3) rispetto al sensore di pH impiantabile più vicino commercializzato. Un'ulteriore miniaturizzazione potrebbe essere ottenuta mediante l'integrazione dell'ISFET sul PCB con fili legati direttamente al PCB. Questo, tuttavia, aumenterebbe significativamente la barriera di ingresso in termini di attrezzature richieste (richiederebbe almeno un legante manuale). Pertanto, è stata presentata un'alternativa economicamente più valida con un sensore ISFET preconfezionato dal produttore.

Per quanto riguarda la fonte di alimentazione, le celle da 1,5 V di ossido d'argento / alcaline / carbonio-zinco offrono prestazioni migliori e semplificano la progettazione del circuito. L'uso di batterie al litio primarie o batterie agli ioni di litio in questo fattore di forma del dispositivo potrebbe portare a potenziali problemi. Le piccole batterie al litio primarie hanno un'elevata resistenza all'uscita, che causerebbe significative cadute di tensione, portando potenzialmente al brown-out del microcontroller e del trasmettitore RF. Le batterie agli ioni di litio, d'altra parte, sono incompatibili con i microcontrollori da 3,3 V (la loro tensione operativa è di circa 3,0-4,2 V), aggiungendo complessità al circuito (requisito di un regolatore o di un convertitore step-down DC / DC). Per questi motivi, due pile a bottone primarie da 1,5 V sono il miglior tipo di batteria prontamente disponibile in base alla disponibilità, alla tensione di funzionamento e alla resistenza di uscita sufficientemente bassa.

Il sensore presenta una buona precisione per il monitoraggio del pH esofageo; l'errore medio di pH in un modello ex vivo è stato di 0,31 con una deviazione standard di 0,36. Nonostante la fase di lavaggio con acqua deionizzata tra ogni aggiunta di tampone, una deviazione maggiore nel modello ex vivo potrebbe essere stata causata da una piccola miscelazione delle diverse soluzioni tampone nell'esofago, che potrebbe aver alterato il pH delle soluzioni. La sensibilità del sensore di pH ISFET utilizzato segue quasi la pendenza di Nernstian (-58 mV/pH per 25 °C) a -51,7 mV/pH. La sensibilità è superiore a quella riportata nei sensori di pH basati sull'antimonio per il monitoraggio di GERD (-45 mV/pH)21.

Il ritardo di 24 ore tra l'inserimento delle batterie e l'avvio della routine di trasmissione wireless è stato introdotto per consentire l'incapsulamento epossidico e casi in cui il laboratorio per la produzione di elettronica è presente in una posizione diversa rispetto alla sala di chirurgia endoscopica. Questo ritardo può essere alterato modificando il codice sorgente e ricompilando il firmware.

A seconda della natura dell'esperimento, che sarà fatto dai ricercatori, è possibile scegliere una resina epossidica adeguata (costo rispetto alle prestazioni). Gli esperimenti iniziali sono stati fatti con resina epossidica di grado automobilistico, che era adatta per esperimenti iniziali ma non per esperimenti in vivo dal punto di biocompatibilità. Per gli esperimenti di sopravvivenza, deve essere scelta una resina epossidica di grado medico conforme alla norma ISO10993 per il contatto a lungo termine con le mucose. Inoltre, i rivestimenti che migliorano la biocompatibilità (ad esempio, PTFE o parylene) possono ridurre ulteriormente il tasso di rigetto dell'impianto e / o l'infiammazione / irritazione del sito di impianto.

Il ricevitore rectenna completamente passivo può essere migliorato polarizzando i diodi del rilevatore per migliorare la sensibilità22,23. Nel caso in cui sia necessaria una migliore immunità contro le interferenze elettromagnetiche o il rumore RF, il rilevatore di diodi può essere ulteriormente modificato aggiungendo un filtro SAW a banda altamente selettiva tra l'ingresso RF e il rilevatore di diodi24. Se è necessaria una comunicazione a lungo raggio, è possibile utilizzare un ricevitore ASK attivo (o un ricevitore definito dal software - SDR). In entrambi i casi, la frequenza centrale del ricevitore deve essere impostata su 431,73 MHz (frequenza del cristallo moltiplicata per 32 per il PLL nel circuito integrato del trasmettitore RF) e la larghezza di banda della risoluzione di circa 150-250 kHz. La frequenza di uscita RF dipende sia dalla tensione che dalla temperatura e durante il normale funzionamento sono state osservate derive fino a 50 kHz dalla frequenza centrale. La potenza di uscita nella banda può quindi essere monitorata e utilizzata per decodificare il valore del pH secondo il protocollo. L'uso di un ricevitore attivo è raccomandato per i test iniziali. Se utilizzato all'interno di un dispositivo impiantabile, viene fornito con un aumento della complessità e una notevole penalità energetica. Non può fornire il vantaggio di "potenza zero" fornito dal rilevatore Schottky.

Oggi, praticamente tutti i dispositivi medici impiantabili attivi non sono progettati pensando all'interoperabilità. La loro configurazione è eseguita manualmente da un chirurgo o da un professionista25 e non collabora. Il dispositivo impiantabile presentato in questo metodo insieme a un ricevitore rectenna passivo, mostra un modo per realizzare un trasferimento di dati senza soluzione di continuità da un sensore monouso a un altro dispositivo impiantabile. Mentre esistono moduli RF disponibili in commercio per dispositivi impiantabili basati sul concetto eterodina, la modalità ricevitore richiede molta potenza26. Con la soluzione presentata, non è richiesto alcun ricevitore attivo nel neurostimolatore; il circuito può essere costruito per essere completamente passivo. I principali vantaggi di prendere in considerazione i dati dei pazienti in tempo reale sono migliorare l'efficacia della terapia e ridurre significativamente il consumo energetico. Ad esempio, nel caso della terapia GERD, un sensore di pH presentato nel manoscritto può essere impiantato sopra lo sfintere esofageo inferiore dopo l'impianto dello stimolatore per adattare automaticamente il modello di neurostimolazione per massimizzare l'effetto della terapia riducendo al minimo il consumo energetico. Poiché l'impianto del sensore sulla parete esofagea interna è soggetto a dislocazione dopo diversi giorni, ha più senso progettare il sensore come alimentato a batteria. Grazie alla maggiore densità di energia volumetrica delle batterie primarie, l'uso di una fonte di alimentazione primaria è superiore a un sensore che contiene un circuito di ricezione dell'alimentazione wireless, una bobina di ricarica e un accumulo di energia basato su condensatore. L'efficienza complessiva della ricarica wireless dipende anche fortemente dall'orientamento spaziale delle bobine, il che introdurrebbe un'altra difficoltà al design. La ricarica wireless offre vantaggi ai microneurostimolatori impiantati in modo permanente, cioè alla sottomucosa14. Il sensore di pH alimentato a batteria offre la possibilità di ottimizzare il consumo energetico di un tale microneurostimolatore. Invece della neurostimolazione permanente / regolare dello sfintere, il sensore di pH può mostrare quando è necessaria la stimolazione (cioè, principalmente di notte e / o in quali ore del giorno) e quale potenza è la più bassa possibile per ottenere una pressione dello sfintere esofageo sufficientemente bassa. Questi sistemi impiantabili a circuito chiuso o quasi-chiuso possono diventare un'alternativa promettente agli attuali sistemi tradizionali, offrendo dispositivi impiantabili più piccoli con impianto meno invasivo e migliorando l'efficacia del trattamento.

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Disclosures

Gli autori non hanno nulla da dichiarare.

Acknowledgments

Gli autori riconoscono con gratitudine la Charles University (progetto GA UK No 176119) per aver sostenuto questo studio. Questo lavoro è stato supportato dal programma di ricerca della Charles University PROGRES Q 28 (Oncologia).

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

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References

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Bioingegneria Numero 174
Costruzione di un sensore impiantabile endoscopicamente abilitato wireless per il monitoraggio del pH con ricevitore basato su diodi Schottky a polarizzazione zero
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Novák, M., Rosina, J., Gürlich, R., Cibulková, I., Hajer, J. Construction of a Wireless-Enabled Endoscopically Implantable Sensor for pH Monitoring with Zero-Bias Schottky Diode-based Receiver. J. Vis. Exp. (174), e62864, doi:10.3791/62864 (2021).

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