Summary
O manuscrito apresenta um sensor de pH implantável em miniatura com saída sem fio modulada ASK, juntamente com um circuito receptor totalmente passivo baseado em diodos schottky de viés zero. Esta solução pode ser utilizada como base no desenvolvimento de dispositivos de terapia de eletroestimulação calibrada in vivo e para monitoramento ambulatorial de pH.
Abstract
O monitoramento ambulatorial do refluxo patológico é uma oportunidade de observar a relação entre sintomas e exposição do esôfago ao refluxo ácido ou não ácido. Este artigo descreve um método para o desenvolvimento, fabricação e implantação de um sensor de pH habilitado para sem fio em miniatura. O sensor foi projetado para ser implantado endoscopicamente com um único clipe hemostático. Um receptor totalmente passivo baseado em rectenna baseado em um diodo schottky de viés zero também é construído e testado. Para construir o dispositivo, foram utilizados uma placa de circuito impressa em duas camadas e componentes fora da prateleira. Um microcontrolador em miniatura com periféricos analógicos integrados é usado como uma extremidade frontal analógica para o sensor de transistor de efeito de campo sensível a íons (ISFET) e para gerar um sinal digital que é transmitido com um chip transmissor de chave de mudança de amplitude. O dispositivo é alimentado por duas células alcalinas primárias. O dispositivo implantável tem um volume total de 0,6 cm3 e um peso de 1,2 gramas, e seu desempenho foi verificado em um modelo ex vivo (esôfago suíno e estômago). Em seguida, um receptor passivo de pequena pegada à base de rectenna que pode ser facilmente integrado a um receptor externo ou ao neuroestimulador implantável, foi construído e comprovado a receber o sinal RF do implante quando próximo (20 cm) a ele. O pequeno tamanho do sensor fornece monitoramento contínuo de pH com obstrução mínima do esôfago. O sensor pode ser usado na prática clínica de rotina para monitoramento de pH esofágico de 24/96 h sem a necessidade de inserir um cateter nasal. A natureza "de potência zero" do receptor também permite o uso do sensor para calibração in vivo automática de dispositivos de neuroestimulação de esfíncter esofágico inferior em miniatura. Um controle ativo baseado em sensores permite o desenvolvimento de algoritmos avançados para minimizar a energia usada para alcançar um resultado clínico desejável. Um dos exemplos de tal algoritmo seria um sistema de loop fechado para a terapia de neuroestimulação sob demanda da doença do refluxo gastroesofágico (DRD).
Introduction
O Consenso de Montreal define a doença do refluxo gastroesofágico (DRD) como "uma condição que se desenvolve ao refluxo o conteúdo do estômago causa sintomas e/ou complicações desagradáveis". Pode estar associado a outras complicações específicas, como restrições esofágicas, esôfago de Barrett ou adenocarcinoma esofágico. O GERD afeta aproximadamente 20% da população adulta, principalmente em países com alto status econômico1.
O monitoramento ambulatorial do refluxo patológico (tempo de exposição ácida superior a 6%) permite distinguir a relação entre sintomas e refluxo gastroesofágico ácido ou não ácido2,3. Em pacientes sem resposta à terapia do PPI (inibidor da bomba de prótons), o monitoramento do pH pode responder se é refluxo gastroesofágico patológico e por que o paciente não responde à terapia padrão do PPI. Várias opções de monitoramento de pH e impedância são oferecidas atualmente. Uma das novas possibilidades é o monitoramento sem fio usando dispositivos implantáveis4,5.
O GERD está associado à menor desordem esfíncter esofágico (LES), onde as contrações mostradas durante a manometria esofágica não são patológicas, mas têm uma amplitude reduzida no GERD de longo prazo. Les consiste em músculo liso e mantém contrações tônicas devido a fatores miogênicos e neurogênicos. Ele relaxa devido à inibição mediada por vagal envolvendo óxido nítrico como neurotransmissor6.
A estimulação elétrica com dois pares de eletrodos foi comprovadamente aumentando o tempo de contração do LES em um modelo de refluxo canino7. O relaxamento do LES, incluindo a pressão residual durante a deglutição, não foi afetado pela estimulação de baixa e alta frequência. A estimulação de alta frequência é uma escolha óbvia porque requer menos energia e prolonga a vida útil da bateria.
Embora o tratamento de eletroestimulação (ET) do esfíncter esofágico inferior seja um conceito relativamente novo no tratamento de pacientes com DDM, esta terapia mostrou-se segura e eficaz. Esta forma de tratamento tem sido demonstrada para proporcionar um alívio significativo e duradouro dos sintomas do GERD, eliminando a necessidade de tratamento do PPI e reduzindo a exposição ao ácido esofágico 8,9,10.
O atual sensor de pH de última geração para diagnóstico de GERD é o dispositivo Bravo11,12. Com um volume estimado de 1,7 cm3, pode ser implantado diretamente no esôfago com ou sem feedback endoscópico visual e fornece monitoramento de 24 h+ de pH no esôfago.
Considerando que a eletroestimulação é uma das alternativas mais promissoras para o tratamento do GERD não responder à terapia padrão8,13, faz sentido fornecer os dados do sensor de pH para o neuroestimulador. As pesquisas recentes mostram um caminho claro para o desenvolvimento futuro neste campo que levará a dispositivos implantáveis rígidos, que residirão no local da neuroestimulação14,15. Para isso, o ISFET (transistor sensível ao efeito de campo) é um dos melhores tipos de sensores devido à sua natureza em miniatura, à possibilidade de integração on-chip de um eletrodo de referência (ouro neste caso) e sensibilidade suficientemente alta. No silício, o ISFET se assemelha à estrutura de um MOSFET padrão (Transistor de Efeito de Campo semicondutor de óxido de metal). No entanto, o portão, normalmente conectado a um terminal elétrico, é substituído por uma camada de material ativo em contato direto com o ambiente circundante. No caso de ISFETs sensíveis ao pH, esta camada é formada por nitreto de silício (Si3N4)16.
A principal desvantagem dos dispositivos implantáveis endoscopicamente é a limitação inerente do tamanho da bateria, o que pode levar a uma vida útil reduzida desses dispositivos ou motivar os fabricantes a desenvolver algoritmos avançados que fornecerão o efeito necessário a um custo de energia menor. Um dos exemplos de tal algoritmo seria um sistema de loop fechado para a terapia de neuroestimulação sob demanda do GERD. Semelhante aos medidores de glicose contínua (CGM) + sistemas de bomba de insulina17, tal sistema empregaria um sensor de pH esofágico ou outro sensor para detectar a pressão atual do esfíncter esofágico inferior juntamente com uma unidade de neuroestimulação.
A resposta à terapia de neuroestimulação e os requisitos para padrões de neuroestimulação podem ser individuais13. Assim, é importante desenvolver sensores independentes que possam ser utilizados tanto para diagnóstico quanto para caracterização da disfunção ou para participar ativamente na calibração do sistema de neuroestimulação de acordo com as exigências individuais dos pacientes18. Esses sensores devem ser tão pequenos quanto possível para não afetar a funcionalidade normal do órgão.
Este manuscrito descreve um método de design e fabricação de um sensor de pH baseado em ISFET com transmissor de chaveamento de amplitude (ASK) e um receptor passivo de rectenna de pequena pegada. Com base na arquitetura simples da solução, os dados de pH podem ser recebidos por um receptor externo ou até mesmo pelo neuroestimulador implantável sem qualquer volume significativo ou penalidade de potência. A modulação ASK é escolhida devido à natureza do receptor passivo, que só é capaz de detectar a potência de sinal RF recebida (muitas vezes chamada de "força de sinal recebida"). O diagrama esquemático, que é incorporado como material suplementar, mostra a construção do dispositivo. É alimentado diretamente a partir de duas baterias alcalinas AG1, que fornecem uma tensão entre 2.0-3.0 V (com base no estado de carga). As baterias alimentam o microcontrolador interno, que utiliza seu ADC (conversor analógico-digital), DAC (conversor digital-analógico), amplificador de operação interna e periféricos FVR (referência de tensão fixa) para viés do sensor ISFET pH. A tensão "portão" resultante (o eletrodo de referência de ouro) é proporcional ao pH do ambiente circundante. Uma corrente de Ids estável é fornecida por um resistor de sensoriamento R2 de lado baixo. A fonte do sensor ISFET está conectada à entrada não invertida do amplificador operacional, enquanto a entrada invertida está conectada à tensão de saída do módulo DAC definido para 960 mV. A saída do amplificador operacional está conectada ao pino de drenagem do ISFET. Este amplificador operacional regula a tensão de drenagem para que a diferença de tensão no resistor R2 seja sempre de 960 mV; assim, uma corrente de viés constante de 29 μA flui através do ISFET (quando em operação normal). A tensão do portão é então medida com um ADC. O microcontrolador então alimenta o transmissor RF através de um dos pinos GPIO (entrada/saída de propósito geral) e transmite a sequência. O circuito de transmissor RF envolve uma rede de cristal e correspondência que corresponde à saída a 50 Ω impedância.
Para os experimentos demonstrados aqui, usamos um estômago de porco com uma longa seção do esôfago montada em um modelo de plástico padronizado. Este é um modelo comumente utilizado para a prática de técnicas endoscópicas como ESD (dissecção submucosal endoscópica), POEMA (motomia endoscópica oral), ressecção mucosa endoscópica (EMR), hemostasia, etc. Quanto aos parâmetros anatômicos mais próximos possíveis que se aproximam dos órgãos humanos, utilizamos o estômago e o esôfago de porcos pesando 40-50 kg.
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Protocol
Nenhum animal vivo participou deste estudo. O experimento foi realizado em um modelo ex vivo composto por um esôfago suíno e estômago. O estômago e o esôfago foram comprados de uma carnificina local como seu produto padrão. Este procedimento está de acordo com as leis tchecas, e preferimos isso devido ao princípio "3R" (Substituição, Redução e Refinamento).
1. Fabricação do conjunto do sensor de pH
NOTA: Observe as precauções para o manuseio de componentes sensíveis de descarga eletrostática (ESD) durante toda a fabricação do conjunto do sensor de pH. Tenha cuidado ao trabalhar com o ferro de solda.
- Coloque o sensor de pH ISFET montado em uma placa de circuito impresso (PCB) em uma superfície plana. Localize os contatos soldáveis.
- Corte os contatos soldáveis, de modo que seu comprimento não seja mais do que 3 mm.
- Soldar uma seção de 15 mm de cabo revestido de etileno fluorado (FEP) para os eletrodos soldáveis do sensor pH. Não limpe mecanicamente ou quimicamente o conjunto de dado nu. Tente evitar a contaminação do dado e pcb com fluxo durante a solda.
- Inspecione o conjunto de sensores-cabo de pH sob um microscópio para circuitos abertos e shorts. Em seguida, verifique os shorts com um testador curto aberto. Uma montagem preparada corretamente nesta fase é mostrada na Figura 1.
- Limpe o conjunto do sensor de pH em um limpador ultrassônico por 5 min a 70 °C em uma solução de 5% de removedor de fluxo na água. A faixa ideal de energia de ultrassom é de 50-100 W/l. Não exceda 100 W/l.
- Enxágüe o conjunto do sensor de pH em álcool isopropílico de grau técnico por pelo menos 3 minutos e deixe secar em forno a 80 °C por 15 min.
- Coloque todos os sensores de pH em uma superfície plana (no caso de múltiplos serem preparados simultaneamente) antes de prosseguir para a próxima etapa.
- Misture uma quantidade apropriada de epóxi de duas partes para encapsulamento dos eletrodos soldados. Use um mínimo de 2 mL para permitir uma mistura completa. Use epóxi opaco preto para permitir inspeção posteriormente- partes do sensor expostas ao ambiente serão vistas mais facilmente, pois não terão epóxi opaco sobre eles
- Transfira o epóxi misto para uma seringa de 1 mL com uma agulha de extremidade plana de 0,5 mm.
- Cubra a área de solda dos sensores de pH com epóxi. Certifique-se de revestir toda a área dos eletrodos PCB e o fio exposto.
- Deixe a cura epóxi na temperatura ambiente ou elevada (80 °C no máximo), para este estudo foi utilizado 50 °C com o epóxi listado na Tabela de Materiais.
- Inspecione a área revestida sob um microscópio. Se alguma peça metálica não revestida (eletrodo ou fio PCB) for exposta, repita as etapas 1.8-1.11 até que não haja sinais visuais de metal não revestido.
- Corte os fios ao comprimento e ângulo mostrados na Figura 2. Cubra as extremidades com solda para evitar a desgastação.
2. Fabricação do conjunto eletrônico
NOTA: Observe as precauções para o manuseio de componentes sensíveis ao ESD durante toda a fabricação da eletrônica. Tenha cuidado ao trabalhar com o ferro de solda e a arma de ar quente.
- Coloque o PCB (fabricado com base nos arquivos suplementares "pcb1.zip" e diagrama esquemático "esquema.png") em uma superfície plana, componentes lado para cima.
- Aplique pasta de solda em todas as almofadas banhadas a ouro expostas.
- Coloque todos os componentes passivos e ativos usando pinças de acordo com a Figura 3 e a Tabela de Materiais.
- Aqueça o PCB com a pistola de ar quente para soldar os componentes. Aqueça gradualmente o PCB a 150 °C por 2 minutos para expulsar água residual das embalagens e ativar o fluxo na pasta da solda. Em seguida, aqueça o PCB a 260 °C para soldar os componentes. Deixe o PCB esfriar até a temperatura ambiente, não mova durante todo o processo de solda.
- Depois de soldar e esfriar até a temperatura ambiente, inspecione o PCB sob um microscópio para verificar a colocação correta de todos os componentes e shorts. Se não for observada a colocação de shorts ou componentes incorretos, pule a etapa 2.6.
- Repare qualquer bermuda ou colocação incorreta de componentes com uma arma de solda ou uma arma de ar quente. Vá para o passo 2.5.
- Soldar 5 fios para os componentes (cabos de alimentação e programação) como mostrado na Figura 4.
- Para conectar o PCB ao programador, conecte os fios soldados na etapa 2.7. ao conector do programador.
- Firmware do programa (consulte Resultados Representativos para uma explicação detalhada de qual arquivo usar) para o microcontrolador. Use o procedimento descrito anteriormente para configurar o software de programação19. Defina o programador para alimentar o dispositivo com uma tensão de aproximadamente 2,5 V. Desavendeiro os 5 fios após a programação.
- Coloque o PCB em uma superfície plana, lado do componente para cima. Soldar o fio da antena de cobre AWG38 (comprimento de 3 cm) como mostrado na Figura 5 e envolvê-lo ao redor da borda do PCB. Fixar o fio da antena na borda do PCB com um adesivo de cianoacrilato. Solde os outros dois jumpers de arame com fio de cobre SWG38, como mostrado na Figura 5. Evite contato elétrico com outros componentes.
- Coloque o PCB em uma superfície plana, lado do componente para baixo.
- Soldar dois suportes de bateria para a parte oposta do PCB, como mostrado na Figura 6.
- Soldar o conjunto do sensor de pH para os terminais do PCB, como mostrado na Figura 7.
- Insira duas pilhas AG1 nos suportes da bateria.
NOTA: Não prossiga com esta etapa e os próximos passos nesta seção antes de 24 horas antes do teste e implantação endoscópica do sensor. - Prepare uma quantidade apropriada de epóxi conforme descrito na etapa 1.8. para encapsulamento do dispositivo.
- Encapsular o dispositivo com o epóxi usando o mesmo procedimento descrito na etapa 1.9 (seringa com agulha). Deixe a cura epóxi à temperatura ambiente ou ligeiramente elevada (não exceda 50 °C por causa da presença de baterias). Consulte a Figura 8 para obter os resultados corretos do encapsulamento.
- Crie um gancho de arame de titânio de acordo com a Figura 9.
NOTA: O titânio (Grau II) foi escolhido devido à sua biocompatibilidade e histórico de uso em dispositivos médicos implantáveis. O aço inoxidável também pode ser usado. No entanto, o tipo e o tratamento térmico devem ser escolhidos cuidadosamente, pois alguns tipos de aço inoxidável são muito frágeis. - Conecte o gancho de arame ao dispositivo com uma gota de epóxi de cura rápida (ver Figura 10) e deixe curar à temperatura ambiente ou ligeiramente elevada (máxima de 50 °C). O sensor de pH está localizado no lado inferior esquerdo do dispositivo implantável.
- O sensor fica ativado 24 horas após a inserção das baterias. Enquanto isso, prossiga com o passo 3.
NOTA: Pausa o protocolo agora se a conclusão da etapa 3 dentro de 24 horas após a inserção das baterias for possível.
3. Fabricação do receptor passivo de rectenna
- Coloque o PCB (fabricado com base no arquivo suplementar "pcb2.zip"). para a rectenna em uma superfície plana.
- Soldar os componentes usando o método de pasta de solda descrito nas etapas 2.2-2.6 ou usar uma arma de solda de acordo com a Figura 11A.
NOTA: Se o experimentador decidir fabricar o receptor de rectenna novamente (foi fabricado e combinado anteriormente) ou não quiser prosseguir com a correspondência do receptor, use os valores dos componentes previamente determinados pelo experimentador ou fornecidos na Figura 11B e pule as etapas 3.5-3.7. - Soldar o conector SMA para o PCB.
- Inspecione o PCB sob um microscópio. Se for observada alguma bermuda ou colocação incorreta do componente, corrija os problemas.
- Conecte uma entrada do analisador de rede vetorial ao conector SMA.
- Registo o gráfico S11 Smith da rectenna de 300-500 MHz com largura de banda de resolução de 1 kHz. Observe a resposta e regise a impedância em 431,7 MHz. Use um software calculador correspondente de impedância para determinar os valores dos componentes correspondentes. A amostra do gráfico de Smith é mostrada na Figura 12A.
- Soldar os componentes correspondentes de impedância e inspecionar sob um microscópio para curtos-circuitos e colocação de componentes.
- Meça novamente com analisador de espectro e confirme que a razão de onda permanente de tensão (VSWR) está abaixo de 3 entre 300-500 MHz (dentro do círculo ciano externo mostrado na Figura 12B). Se não, repita com diferentes componentes correspondentes ou continue com o desempenho reduzido da rectenna em mente.
- Conecte a antena de banda de 433 MHz ao conector SMA. Conecte um osciloscópio à saída de retenna.
- Defina o osciloscópio para operação de canal único, base de tempo de rolamento, modo DC, base de tempo de 500 ms/div e escala de tensão de 5 mV/div.
4. Teste do dispositivo
NOTA: As seguintes etapas requerem o uso de produtos químicos. Estude as folhas de dados de segurança do material dos produtos químicos com antecedência e use equipamentos de proteção adequados e práticas comuns de laboratório ao manipulá-los.
- Inspecione a saída do sensor observando o sinal mostrado no osciloscópio. A saída da amostra é mostrada na Figura 13,14. O dispositivo estará ativo após 24 horas após a inserção das baterias. O período de transmissão da saída do sensor de pH varia dependendo do arquivo que foi programado para o microcontrolador (ver Resultados Representativos para uma explicação detalhada).
- Prepare 2% solução de ácido clorídrico (tenha cuidado ao manusear ácido clorídrico). Preparem soluções tampão de 100 mM de pH 4 (ftalato de hidrogênio de potássio/ácido clorídrico), pH 7 (fosfato de dihidrogênio de potássio/hidróxido de sódio) e pH 10 (carbonato de carbono de sódio/carbonato de hidrogênio de sódio) usando procedimentos laboratoriais padrão e marcam os béquers.
- Verifique o pH de todos os quatro béquers usando um medidor de pH calibrado. Ajuste se necessário.
- Submergir a cápsula em cada béquer e registrar pelo menos 3 amostras. Meça o período entre o segundo e o terceiro pulso e preencha-o na planilha fornecida (Arquivo Suplementar 1). Determine os coeficientes de calibração para o sensor de pH usando a planilha.
- Após a calibração, meça o tempo entre o segundo e o terceiro pulso e insira-o na planilha para determinar o pH da solução à qual o sensor de pH está exposto.
5. Implantação endoscópica do sensor
- Prepare um modelo de porco endoscópico ex vivo composto pelo estômago e um longo segmento do esôfago.
- Segure o sensor externamente com um clipe hemostático, como mostrado nas Figuras 15 e Figura 16.
- Insira o endoscópio com o sensor no clipe da maneira padrão no modelo.
- Posicione o clipe com o sensor perto do esfíncter esofágico inferior.
- Gire o endoscópio contra a parede do esôfago, abra o clipe e empurre em direção à parede do esôfago. Feche o clipe e solte o clipe. O sensor permanecerá ligado à parede esofágica no local desejado, como mostrado na Figura 17D e Figura 17E.
- Extrair o endoscópio.
6. Experimento após implantação
NOTA: As seguintes etapas requerem o uso de produtos químicos. Estude as folhas de dados de segurança do material dos produtos químicos com antecedência e use equipamentos de proteção adequados e práticas comuns de laboratório ao manipulá-los.
- Coloque o receptor dentro de 10 cm (máximo) do sensor implantado.
- Injete 50 mL das soluções com vários valores de pH no esôfago, como mostrado na Figura 18, e observe as mudanças na resposta do sensor. Retraia o endoscópio após cada injeção e leia o valor não antes de 30 s após a injeção. Lave o esôfago com 100 mL de água deionizada entre soluções de injeção com pH diferente.
- Use a planilha (Arquivo Suplementar 1) para calcular o pH medido pelo sensor.
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Representative Results
Um dispositivo capaz de sensoriamento de pH autônomo e transmissão sem fio do valor do pH foi construído com sucesso, como mostrado na Figura 8. O dispositivo construído é um modelo em miniatura; pesa 1,2 g e tem um volume de 0,6 cm3. As dimensões aproximadas são 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Como mostrado na Figura 15, Figura 16 e Figura 17, pode ser implantado à proximidade do esfíncter esofágico inferior com um único clipe hemostático; não são necessários acessórios especiais. Uma visão detalhada de um esôfago dissecado com o sensor implantado é mostrada na Figura 19.
O receptor de rectenna passiva tem uma pegada global de apenas 22 mm2 , embora seja otimizado para solda manual. Quando o receptor de rectenna passiva é colocado nas proximidades do dispositivo de detecção de pH (10 cm) quando em estado ativo (24 horas após a inserção das baterias até a descarga total das baterias), podem ser observados picos de tensão claros quando o dispositivo está transmitindo. Isso é mostrado na Figura 13. Os dois primeiros pulsos curtos (75 ms) são pulsos de sincronização. A distância entre o final do segundo pulso e o início do terceiro pulso é proporcional à tensão de Vgs do ISFET subtraída por 800 mV (100 ms = 900 mV, 200 ms = 1000 mV, etc.). Esta tensão se traduz linearmente para o pH do ambiente a que o sensor está submetido.
Baseado em uma simples calibração de dois pontos com buffers de pH de pH 4 e pH 10 (Tabela 1), o sensor pode retornar leituras de valor de pH estáveis e repetiveis (Tabela 2). Foram utilizadas quatro soluções diferentes com pH conhecido- pH 0,6 (solução de 160 mM de ácido clorídrico na água, imitando o ácido estomacal20) e tampões de calibração com pH 4, pH 7 e pH 10. Os valores médios de erro de pH do sensor foram de 0,25 e 0,31 quando testados em soluções em béquers e um modelo ex vivo , respectivamente. Os desvios-padrão dos erros foram de 0,30 e 0,36, respectivamente.
Quando na proximidade do transmissor (10 cm), a rectenna passiva produz um sinal com uma amplitude de pelo menos dezenas de milívolos que podem ser facilmente detectados por um simples comparador ou amplificados com um amplificador operacional de corrente quiescente de ultra-baixa potência. O efeito de uma antena de telefone celular com uma chamada GSM ativa tem apenas um pequeno efeito negativo no recebimento dos dados do sensor, como demonstrado na Figura 14. Os picos de transmissão do telefone celular podem ser filtrados por um simples filtro RC/LC passivo (resistor-capacitor/inductor-capacitor) à medida que formam uma parte de alta frequência do sinal (sua frequência geralmente é acima de 500 Hz).
Em um dos dispositivos, um curto-circuito entre os três eletrodos ISFET foi feito intencionalmente para mostrar como o comportamento do dispositivo muda quando o dispositivo é montado incorretamente. Neste caso, não é observada resposta de tensão-pH, e a tensão do portão é igual à tensão de drenagem, que é a tensão da bateria (2-3,2 V). O conversor AD, que é referenciado a uma referência interna de 2.048 V, retorna então o maior valor possível, o que se traduz em 2048 mV. O ruído pode causar pequenas flutuações na saída ADC.
Duas variantes de firmware que podem ser programadas para o dispositivo foram desenvolvidas e testadas. O primeiro (firmware_10s.zip) destina-se a experimentos de curto prazo onde o valor do pH é transmitido a cada 10 s. Isso fornece mais pontos de dados para o custo de redução da vida útil da bateria, que é limitado a cerca de 24-30 h. O outro (firmware_1min.zip) destina-se a experimentos de longo prazo. O valor do pH é transmitido uma vez por minuto. A vida útil do sensor com menor frequência amostral é em torno de 5-6 dias. Há também uma versão do firmware (teste de firmware.zip), que não inclui o atraso de 24 horas. Este arquivo pode ser usado para testar a funcionalidade correta dos eletrônicos antes do encapsulamento. Alternativamente, o atraso pode ser modificado alterando o código e recompilando o projeto. O atraso foi implementado para permitir a cura total do epóxi ou uma possibilidade quando o dispositivo é fabricado em um local diferente da sala de cirurgia endoscópica. Com o atraso introduzido, a vida útil do dispositivo é maximizada.
Figura 1: conjunto do sensor pH antes do corte final Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 2: conjunto do sensor de pH após o corte final Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 3: Diagrama de colocação do sensor implantável (ver Tabela de Materiais para valores componentes). O pino 1 está marcado como um ponto vermelho. Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 4: Colocação de fios de programação Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 5: Colocação de fios de antena e fios de jumper Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 6: Colocação de suportes de bateria Por favor clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 7: Soldando o conjunto do sensor de pH para a eletrônica Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 8: Sensor encapsulado acabado. (A) visualização lateral, (B) vista para trás Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 9: Gancho de arame de titânio Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 10: Fixação do gancho de arame ao dispositivo implantável Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 11: Diagrama de colocação para a rectenna. (A) com componentes correspondentes, (B) sem componentes correspondentes, pronto para ser combinado com um analisador de rede vetorial Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 12: Gráfico de Smith. (A) retenna incomparável, (B) retenna combinada Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 13: Exemplo de resposta da rectenna aos dados recebidos do sensor Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 14: Resposta de exemplo quando na presença de ruído RF (telefone próximo com chamada GSM ativa). (A) 20 cm entre a borda do telefone e receptor, (B) 10 cm entre a borda do telefone e receptor, (C) 5 cm entre a borda do telefone e receptor Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 15: Imagem do endoscópio com clipe hemostático e sensor de pH implantável Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 16: Sensor de pH implantável apreendido com o clipe hemostático em uma tampa Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 17: Implantação do sensor. (A) inserção do endoscópio com o sensor de pH implantável no modelo, (B) local de implantação - 3 cm acima da junção gastroesofágica, (C) preparação da colocação do clipe, (D) o clipe foi colocado com sucesso, (E) visualização do sensor ISFET pH, implantado à proximidade do esfíncter esofágico inferior Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 18: Injeção da solução de tampão de pH através do canal endoscópio Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
Figura 19: Dissecou esôfago do modelo ex vivo com o sensor implantado Clique aqui para ver uma versão maior desta figura.
| Dados de calibração | ||
| valor de pH (cal. meter) [-] | Comprimento do pulso [ms] | Calc. volt. saída [mV] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
Tabela 1: Exemplos de dados de calibração
| Dados medidos | ||||
| valor de pH (cal. meter) [-] | Calc. volt. saída [mV] | PH estimado [-] | Erro [abs. pH] | Erro [%] |
| 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. desvio de pH [-] | 0.30 | |||
| Erro médio [-] | 0.25 | |||
Tabela 2: Dados medidos (teste com béquers)
| Dados medidos | ||||
| valor de pH (cal. meter) [-] | Calc. volt. saída [mV] | PH estimado [-] | Erro [abs. pH] | Erro [%] |
| 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. desvio de pH [-] | 0.36 | |||
| Erro médio [-] | 0.31 | |||
Tabela 3: Dados medidos (teste em um modelo ex vivo)
Arquivo Suplementar 1: planilha.xlsx. Planilha para calibrar e processar os dados do sensor Clique aqui para baixar este Arquivo.
Arquivo Suplementar 2: pcb1.zip. Gerber dados de fabricação para o dispositivo implantável Clique aqui para baixar este Arquivo.
Arquivo Suplementar 3: pcb2.zip. Gerber dados de fabricação para o receptor Por favor clique aqui para baixar este Arquivo.
Arquivo suplementar 4: firmware_10s.zip. Firmware para o microcontrolador com período de transmissão de 10 s Clique aqui para baixar este Arquivo.
Arquivo suplementar 5: firmware_1min.zip. Firmware para o microcontrolador com 1 minuto de tempo de transmissão Clique aqui para baixar este Arquivo.
Arquivo Suplementar 6: teste de firmware.zip. Firmware para o microcontrolador sem pausa de 24 horas antes da ativação Clique aqui para baixar este Arquivo.
Arquivo Suplementar 7: Diagrama esquemático dos eletrônicos Clique aqui para baixar este Arquivo.
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Discussion
Este método é adequado para pesquisadores que trabalham no desenvolvimento de novos dispositivos médicos implantáveis ativos. Requer um nível de proficiência na fabricação de protótipos eletrônicos com componentes de montagem de superfície. As etapas críticas do protocolo estão relacionadas à fabricação dos eletrônicos, especialmente a preenchimento dos PCBs, que é propenso a erros do operador na colocação e soldagem de pequenos componentes. Então, o encapsulamento correto é crucial para prolongar a vida útil do dispositivo quando exposto à umidade e líquidos. O método de implantação foi projetado com simplicidade em mente. O risco de perfuração do esôfago ou outros eventos adversos durante a implantação é mínimo. Os clipes hemostáticos são amplamente utilizados na prática clínica; assim, não é necessário treinamento especial para realizar a implantação.
O dispositivo pode ser facilmente modificado para acompanhar outros sensores com saída de tensão, ou seja, sensores resistivos e outros sensores ISFET. Isso dá grande flexibilidade para utilizar todo o conceito em outras áreas de pesquisa e prática clínica; não se limita à pesquisa de novos métodos de tratamento de GERD no caso de um sensor isfet pH.
O dispositivo construído é miniatura; Pesa 1,2 g e ocupa 60% menos volume (0,6 cm3) do que o sensor de pH implantável mais próximo comercializado. Outra miniaturização poderia ser alcançada pela integração do ISFET ao PCB com fios ligados diretamente ao PCB. Isso, no entanto, aumentaria significativamente a barreira de entrada em termos de equipamentos necessários (exigiria pelo menos um conectador manual). Assim, foi apresentada uma alternativa mais economicamente viável com um sensor ISFET pré-embalado pelo fabricante.
Quanto à fonte de energia, as células de óxido de prata/alcalina/carbono-zinco 1,5 V proporcionam melhor desempenho e simplificam o design do circuito. O uso de baterias primárias de lítio ou baterias li-ion neste fator de forma do dispositivo pode levar a problemas potenciais. Pequenas baterias primárias de lítio têm alta resistência à saída, o que causaria quedas significativas de tensão, potencialmente levando à saída marrom do microcontrolador e do transmissor RF. As baterias de íons de lítio, por outro lado, são incompatíveis com microcontroladores de 3,3 V (sua tensão operacional é em torno de 3,0-4,2 V), adicionando complexidade ao circuito (exigência de um regulador ou conversor de recuo DC/DC). Por essas razões, duas células de botão primárias de 1,5 V são o melhor tipo de bateria disponível com base na disponibilidade, tensão operacional e resistência suficientemente baixa à saída.
O sensor apresenta boa precisão para monitoramento de pH esofágico; o erro médio do pH em um modelo ex vivo foi de 0,31 com desvio padrão de 0,36. Apesar da etapa de lavagem com água desionizada entre cada adição de tampão, um desvio maior no modelo ex vivo poderia ter sido causado pela pequena mistura das diferentes soluções tampão no esôfago, o que pode ter alterado o pH das soluções. A sensibilidade do sensor de pH ISFET usado quase segue a inclinação nernstiana (-58 mV/pH por 25 °C) a -51,7 mV/pH. A sensibilidade é maior do que o relatado em sensores de pH à base de antimônio para monitoramento de GERD (-45 mV/pH)21.
O atraso de 24 horas entre a inserção das baterias e o início da rotina de transmissão sem fio foi introduzido para acomodar a cura de epóxi de encapsulamento e casos em que o laboratório para fabricação de eletrônicos está presente em um local diferente da sala de cirurgia endoscópica. Esse atraso pode ser alterado modificando o código-fonte e recompilando o firmware.
Dependendo da natureza do experimento, que será feito pelos pesquisadores, pode-se escolher epóxi adequado (custo versus desempenho). Os experimentos iniciais foram feitos com epóxi de grau automotivo, adequado para experimentos iniciais, mas não para experimentos in vivo do ponto de biocompatibilidade. Para experimentos de sobrevivência, deve ser escolhida uma epóxi de grau médico compatível com ISO10993 para contato a longo prazo com membranas mucosas. Além disso, revestimentos que melhoram a biocompatibilidade (por exemplo, PTFE ou parileno) podem reduzir ainda mais a taxa de rejeição do implante e/ou inflamação/irritação do local de implantação.
O receptor de rectenna totalmente passivo pode ser melhorado com o viés dos diodos detectores para melhorar a sensibilidade22,23. Caso seja necessária uma imunidade melhorada contra interferência eletromagnética ou ruído rf, o detector de diodos pode ser modificado adicionando um filtro SAW de banda altamente seletivo entre a entrada RF e o detector de diodos24. Se for necessária uma comunicação de longo alcance, um receptor ASK ativo (ou um receptor definido por software - SDR) pode ser usado. Em ambos os casos, a frequência central do receptor deve ser fixada em 431,73 MHz (frequência do cristal multiplicada por 32 pelo PLL no circuito integrado do transmissor RF) e a largura de banda de resolução de cerca de 150-250 kHz. A frequência de saída de RF é tanto tensão quanto dependente de temperatura, e derivas até 50 kHz da frequência central foram observadas durante a operação normal. A potência de saída na banda pode então ser monitorada e usada para decodificar o valor do pH de acordo com o protocolo. Recomenda-se o uso de um receptor ativo para testes iniciais. Se usado dentro de um dispositivo implantável, ele vem com um aumento na complexidade e uma grande penalidade energética. Ele não pode fornecer a vantagem de "poder zero" que o detector Schottky fornece.
Hoje, praticamente todos os dispositivos médicos implantáveis ativos não são projetados com a interoperabilidade em mente. Sua configuração é feita manualmente por um cirurgião ou praticante25 e não coopera. O dispositivo implantável apresentado neste método juntamente com um receptor passivo de retenna, mostra uma maneira de realizar a transferência perfeita de dados de um sensor descartável para outro dispositivo implantável. Embora existam módulos RF comercialmente disponíveis para dispositivos implantáveis com base no conceito heterodyne, o modo receptor é muito exigente com a potência26. Com a solução apresentada, não é necessário receptor ativo no neuroestimulador; o circuito pode ser construído para ser completamente passivo. As principais vantagens de levar em conta os dados dos pacientes em tempo real são melhorar a eficácia da terapia e reduzir significativamente o consumo de energia. Por exemplo, no caso da terapia GERD, um sensor de pH apresentado no manuscrito pode ser implantado acima do esfíncter esofágico inferior após a implantação do estimulador para adaptar automaticamente o padrão de neuroestimulação para maximizar o efeito da terapia, minimizando o consumo de energia. Como a implantação do sensor na parede interna do esôfago é propensa a luxação após vários dias, faz mais sentido projetar o sensor como um alimentado por bateria. Graças à maior densidade de energia volumosa das baterias primárias, o uso de uma fonte de energia primária é superior a um sensor que contém um circuito de recepção de energia sem fio, bobina de carregamento e armazenamento de energia baseado em capacitor. A eficiência geral do carregamento sem fio também depende fortemente da orientação espacial das bobinas, o que introduziria mais uma dificuldade ao design. O carregamento sem fio proporciona benefícios aos microneurostimuladores permanentemente implantados, ou seja, à submucosa14. O sensor de pH alimentado por bateria oferece a possibilidade de otimizar o consumo de energia de tal microneurostimulador. Em vez de neuroestimulação permanente/regular do esfíncter, o sensor de pH pode mostrar quando a estimulação é necessária (ou seja, principalmente à noite e/ou quais horas do dia) e qual a saída de energia é a menor possível para alcançar pressão esfíncter esofágico suficiente. Esses sistemas implantáveis de loop fechado ou quase fechado podem se tornar uma alternativa promissora aos sistemas tradicionais atuais, oferecendo dispositivos implantáveis menores com implantação menos invasiva e melhorando a eficácia do tratamento.
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Disclosures
Os autores não têm nada a declarar.
Acknowledgments
Os autores reconhecem com gratidão a Universidade Charles (projeto GA UK No 176119) por apoiar este estudo. Este trabalho foi apoiado pelo programa de pesquisa da Universidade Charles PROGRES Q 28 (Oncologia).
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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