Summary
В рукописи представлен миниатюрный имплантируемый датчик pH с модулированным беспроводным выходом ASK вместе с полностью пассивной схемой приемника, основанной на диодах Шоттки с нулевым смещением. Это решение может быть использовано в качестве основы при разработке in vivo калиброванных устройств электростимуляционной терапии и для амбулаторного мониторинга рН.
Abstract
Амбулаторный мониторинг рН патологического рефлюкса – это возможность наблюдать взаимосвязь между симптомами и воздействием пищевода кислого или некислотного рефлюксата. В этой статье описывается метод разработки, производства и имплантации миниатюрного беспроводного датчика pH. Датчик предназначен для эндоскопической имплантации с помощью одного гемостатического зажима. Также построен и протестирован полностью пассивный приемник на основе ректенны, основанный на диоде Шоттки с нулевым смещением. Для конструирования устройства использовалась двухслойная печатная плата и готовые компоненты. Миниатюрный микроконтроллер со встроенными аналоговыми периферийными устройствами используется в качестве аналогового интерфейса для ионно-чувствительного датчика полевого транзистора (ISFET) и для генерации цифрового сигнала, который передается с помощью чипа передатчика со сдвигом амплитуды. Устройство питается от двух первичных щелочных ячеек. Имплантируемое устройство имеет общий объем 0,6 см3 и вес 1,2 грамма, а его работоспособность была проверена в модели ex vivo (пищевод и желудок свиней). Затем был построен пассивный приемник на основе ректенны небольшой площади, который может быть легко интегрирован либо во внешний приемник, либо в имплантируемый нейростимулятор, который, как было доказано, получает радиочастотный сигнал от имплантата в непосредственной близости (20 см) к нему. Небольшой размер датчика обеспечивает непрерывный мониторинг рН с минимальной обструкцией пищевода. Датчик может быть использован в обычной клинической практике для мониторинга рН пищевода в течение 24/96 ч без необходимости введения назального катетера. «Нулевая мощность» приемника также позволяет использовать датчик для автоматической калибровки in vivo миниатюрных устройств нейростимуляции нижнего пищеводного сфинктера. Активное сенсорное управление позволяет разрабатывать передовые алгоритмы для минимизации используемой энергии для достижения желаемого клинического результата. Одним из примеров такого алгоритма может быть замкнутая система нейростимуляционной терапии гастроэзофагеальной рефлюксной болезни (ГЭРБ) по требованию.
Introduction
Монреальский консенсус определяет гастроэзофагеальную рефлюксную болезнь (ГЭРБ) как «состояние, которое развивается, когда рефлюкс содержимого желудка вызывает неприятные симптомы и / или осложнения». Это может быть связано с другими специфическими осложнениями, такими как стриктуры пищевода, пищевод Барретта или аденокарцинома пищевода. ГЭРБ поражает примерно 20% взрослого населения, в основном в странах с высоким экономическим статусом1.
Амбулаторный мониторинг рН патологического рефлюкса (время воздействия кислоты более 6%) позволяет различать взаимосвязь между симптомами и кислым или некислым гастроэзофагеальным рефлюксом2,3. У пациентов, не реагирующих на терапию ИПП (ингибитор протонной помпы), мониторинг рН может ответить, является ли это патологическим гастроэзофагеальным рефлюксом и почему пациент не реагирует на стандартную терапию ИПП. В настоящее время предлагаются различные варианты мониторинга pH и импеданса. Одной из новых возможностей является беспроводной мониторинг с использованием имплантируемых устройств4,5.
ГЭРБ связана с расстройством нижнего пищеводного сфинктера (LES), где сокращения, показанные во время манометрии пищевода, не являются патологическими, но имеют сниженную амплитуду при длительной ГЭРБ. LES состоит из гладкой мускулатуры и поддерживает тонические сокращения из-за миогенных и нейрогенных факторов. Он расслабляется из-за вагусно-опосредованного ингибирования с участием оксида азота в качестве нейротрансмиттера6.
Было доказано, что электрическая стимуляция двумя парами электродов увеличивает время сжатия LES в модели рефлюкса собак7. На расслабление LES, включая остаточное давление во время глотания, не влияли как низкочастотные, так и высокочастотные стимулы. Высокочастотная стимуляция является очевидным выбором, поскольку она требует меньше энергии и продлевает срок службы батареи.
Хотя лечение электростимуляцией (ЭТ) нижнего пищеводного сфинктера является относительно новой концепцией в лечении пациентов с ГЭРБ, было показано, что эта терапия безопасна и эффективна. Было показано, что эта форма лечения обеспечивает значительное и длительное облегчение симптомов ГЭРБ, устраняя при этом необходимость лечения ИПП и уменьшая воздействие кислоты пищевода8,9,10.
Современным датчиком pH для диагностики ГЭРБ является прибор Bravo11,12. При расчетном объеме 1,7 см3 он может быть имплантирован непосредственно в пищевод с визуальной эндоскопической обратной связью или без нее и обеспечивает мониторинг рН в пищеводе в течение 24 ч.
Учитывая, что электростимуляционная терапия является одной из наиболее перспективных альтернатив лечения ГЭРБ, не реагирующей на стандартную терапию8,13, имеет смысл предоставить данные от датчика рН к нейростимулятору. Недавние исследования показывают четкий путь к будущему развитию в этой области, которое приведет к жестким имплантируемым устройствам «все-в-одном», которые будут находиться в месте нейростимуляции14,15. Для этого ISFET (ионно-чувствительный полевой транзистор) является одним из лучших типов датчиков из-за своей миниатюрной природы, возможности встроенной интеграции эталонного электрода (в данном случае золотого) и достаточно высокой чувствительности. На кремнии ISFET напоминает структуру стандартного MOSFET (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor). Однако ворота, обычно соединенные с электрической клеммой, заменяются слоем активного материала, находящегося в непосредственном контакте с окружающей средой. В случае pH-чувствительных ISFET этот слой образован нитридом кремния (Si3N4)16.
Основным недостатком эндоскопически имплантируемых устройств является присущее им ограничение размера батареи, что может привести к сокращению срока службы этих устройств или мотивировать производителей на разработку передовых алгоритмов, которые обеспечат требуемый эффект при более низких затратах энергии. Одним из примеров такого алгоритма может быть замкнутая система нейростимуляционной терапии ГЭРБ по требованию. Подобно системам непрерывного глюкометра (CGM) + инсулиновой помпы17, такая система будет использовать датчик рН пищевода или другой датчик для обнаружения текущего давления нижнего пищеводного сфинктера вместе с блоком нейростимуляции.
Реакция на нейростимуляционную терапию и требования к паттернам нейростимуляции могут быть индивидуальными13. Таким образом, важно разработать независимые датчики, которые можно было бы использовать либо для диагностики и характеристики дисфункции, либо для активного участия в калибровке системы нейростимуляции в соответствии с индивидуальными требованиями пациентов18. Эти датчики должны быть как можно меньше, чтобы не влиять на нормальную функциональность органа.
В этой рукописи описывается способ проектирования и изготовления датчика pH на основе ISFET с передатчиком амплитудно-сдвигового ключа (ASK) и пассивным приемником на основе ректенны малой занимаемой площади. Основываясь на простой архитектуре решения, данные о рН могут быть получены внешним приемником или даже имплантируемым нейростимулятором без каких-либо значительных ограничений объема или мощности. Модуляция ASK выбрана из-за природы пассивного приемника, который способен только обнаруживать мощность принятого радиочастотного сигнала (часто называемую «мощностью принятого сигнала»). Принципиальная схема, которая встроена в качестве дополнительного материала, показывает конструкцию устройства. Он питается непосредственно от двух щелочных батарей AG1, которые обеспечивают напряжение между 2,0-3,0 В (в зависимости от состояния заряда). Батареи питают внутренний микроконтроллер, который использует свой АЦП (аналого-цифровой преобразователь), ЦАП (цифро-аналоговый преобразователь), внутренний усилитель работы и периферийные устройства FVR (фиксированный источник опорного напряжения) для смещения датчика pH ISFET. Результирующее напряжение «затвора» (золотой опорный электрод) пропорционально рН окружающей среды. Стабильный ток Ids обеспечивается низким чувствительным резистором R2. Источник датчика ISFET подключается к неинвертирующему входу операционного усилителя, в то время как инвертирующий вход подключается к выходному напряжению модуля ЦАП, установленному на 960 мВ. Выход операционного усилителя подключается к сливному штифту ISFET. Этот операционный усилитель регулирует напряжение слива таким образом, чтобы разность напряжений на резисторе R2 всегда составляла 960 мВ; таким образом, постоянный ток смещения 29 мкА протекает через ISFET (при нормальной работе). Затем напряжение затвора измеряется с помощью АЦП. Затем микроконтроллер включает радиочастотный передатчик через один из контактов GPIO (вход/выход общего назначения) и передает последовательность. Схема радиочастотного передатчика включает в себя кристаллическую и согласующую сеть, которая соответствует выходу с импедансом 50 Ω.
Для экспериментов, продемонстрированных здесь, мы использовали свиной желудок с длинным участком пищевода, установленным в стандартизированной пластиковой модели. Это широко используемая модель для практики эндоскопических методов, таких как ESD (эндоскопическая подслизлистое рассечение), POEM (оральная эндоскопическая миотомия), эндоскопическая резекция слизистой оболочки (EMR), гемостаз и т. Д. Относительно максимально приближенных анатомических параметров, приближающихся к органам человека, мы использовали желудок и пищевод свиней весом 40-50 кг.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
В этом исследовании не участвовали живые животные. Эксперимент проводился на модели ex vivo , состоящей из пищевода и желудка свиней. Желудок и пищевод были приобретены у местной мясной лавки в качестве стандартного продукта. Эта процедура соответствует чешскому законодательству, и мы предпочитаем ее из-за принципа «3R» (замена, сокращение и уточнение).
1. Изготовление датчика pH в сборе
ПРИМЕЧАНИЕ: Соблюдайте меры предосторожности при обращении с чувствительными к электростатическому разряду (ESD) компонентами на протяжении всего изготовления датчика pH в сборе. Будьте внимательны при работе с паяльником.
- Поместите датчик pH ISFET на печатную плату (PCB) на плоскую поверхность. Найдите паяные контакты.
- Обрежьте паяные контакты, чтобы их длина не превышала 3 мм.
- Припаяйте 15-миллиметровый сечение кабеля с фторированным этиленпропиленовым покрытием (FEP) к паяным электродам датчика pH. Не очищайте механически или химически голый штамп в сборе. Старайтесь избегать загрязнения матрицы и печатной платы флюсом во время пайки.
- Осмотрите узел кабеля датчика pH под микроскопом на наличие разомкнутых цепей и замыканий. Затем проверьте шорты с помощью тестера open-short. Правильно подготовленная сборка на этом этапе показана на рисунке 1.
- Очистите датчик pH в ультразвуковом очистителе в течение 5 мин при 70 °C в 5% растворе флюсоудалителя в воде. Оптимальный диапазон мощности ультразвука составляет 50-100 Вт/л. Не превышать 100 Вт/л.
- Промыть датчик рН в сборе изопропиловым спиртом технического качества не менее 3 мин и дать ему высохнуть в духовке при 80 °C в течение 15 мин.
- Поместите все датчики pH на плоскую поверхность (в случае, если одновременно подготовлено несколько), прежде чем переходить к следующему шагу.
- Смешайте соответствующее количество двухкомпонентной эпоксидной смолы для инкапсуляции паяных электродов. Используйте не менее 2 мл, чтобы обеспечить тщательное перемешивание. Используйте черную непрозрачную эпоксидную смолу, чтобы обеспечить последующий осмотр - части датчика, подверженные воздействию окружающей среды, будут видны легче, поскольку на них не будет непрозрачной эпоксидной смолы.
- Переложите смешанную эпоксидную смолу на шприц объемом 1 мл с помощью иглы с плоским концом 0,5 мм.
- Покрытие области пайки датчиков pH эпоксидной смолой. Обязательно покройте всю площадь электродов печатной платы и открытой проволоки.
- Пусть эпоксидная смола отверждается либо при комнатной, либо при повышенной температуре (максимум 80 °C), для этого исследования использовали 50 °C с эпоксидной смолой, указанной в Таблице материалов.
- Осмотрите область покрытия под микроскопом. Если какие-либо металлические части без покрытия (электрод печатной платы или проволока) подвергаются воздействию, повторяйте шаги 1.8-1.11 до тех пор, пока не появятся визуальные признаки непокрытого металла.
- Обрежьте провода по длине и углу, показанным на рисунке 2. Покройте концы припоем, чтобы избежать износа.
2. Изготовление электронной сборки
ПРИМЕЧАНИЕ: Соблюдайте меры предосторожности при обращении с чувствительными к электростатическому разряду компонентами на протяжении всего изготовления электроники. Будьте внимательны при работе с паяльником и термофеном.
- Разместите печатную плату (изготовленную на основе дополнительных файлов "pcb1.zip" и принципиальной схемы "schematic.png") на плоской поверхности, компоненты стороной вверх.
- Нанесите паяльную пасту на все открытые позолоченные прокладки.
- Поместите все пассивные и активные компоненты с помощью пинцета согласно рисунку 3 и таблице материалов.
- Нагрейте печатную плату с помощью термофена, чтобы припаять компоненты. Нагревайте печатную плату постепенно до 150 °C в течение 2 мин, чтобы удалить остаточную воду из упаковок и активировать флюс в паяльной пасте. Затем нагрейте печатную плату до 260 °C, чтобы припаять компоненты. Дайте печатной плате остыть до комнатной температуры, не перемещайте ее в течение всего процесса пайки.
- После пайки и охлаждения до комнатной температуры осмотрите печатную плату под микроскопом, чтобы убедиться в правильном расположении всех компонентов и замыканий. Если замыкания или неправильное размещение компонентов не наблюдается, пропустите шаг 2.6.
- Отремонтируйте любые шорты или неправильное размещение компонентов с помощью паяльного пистолета или термофена. Перейдите к шагу 2.5.
- Припаяйте 5 проводов к компонентам (силовым и программирующим проводам), как показано на рисунке 4.
- Чтобы подключить печатную плату к программатору, подключите провода, припаянные на шаге 2.7. на коннектор программиста.
- Встроенное ПО программы (подробное объяснение того, какой файл использовать) для микроконтроллера см. в разделе Репрезентативные результаты . Используйте описанную выше процедуру для настройки программного обеспечения19. Установите программатор на питание устройства напряжением примерно 2,5 В. Отпаяйте 5 проводов после программирования.
- Поместите печатную плату на плоскую поверхность, компонентной стороной вверх. Припаяйте медный антенный провод AWG38 (длиной 3 см), как показано на рисунке 5 , и оберните его вокруг края печатной платы. Закрепите антенный провод к краю печатной платы цианоакрилатным клеем. Припаяйте две другие проволочные перемычки медной проволокой SWG38, как показано на рисунке 5. Избегайте электрического контакта с другими компонентами.
- Положите печатную плату на плоскую поверхность, компонент стороной вниз.
- Припаяйте два держателя батарей к противоположной части печатной платы, как показано на рисунке 6.
- Припаяйте датчик pH в сборе к клеммам на печатной плате, как показано на рисунке 7.
- Вставьте две батарейки AG1 в держатели батарей.
ПРИМЕЧАНИЕ: Не переходите к этому шагу и следующим шагам в этом разделе ранее, чем за 24 часа до тестирования и эндоскопической имплантации датчика. - Приготовьте соответствующее количество эпоксидной смолы, как описано на этапе 1.8. для инкапсуляции устройства.
- Инкапсулируйте устройство с эпоксидной смолой, используя ту же процедуру, описанную на этапе 1.9 (шприц с иглой). Дайте эпоксидной смоле отверждаться при комнатной температуре или слегка повышенной температуре (не превышать 50 °C из-за наличия батарей). Правильные результаты инкапсуляции см. на рисунке 8 .
- Создайте крючок из титановой проволоки согласно рисунку 9.
ПРИМЕЧАНИЕ: Титан (grade II) был выбран из-за его биосовместимости и послужного списка использования в имплантируемых медицинских устройствах. Также может быть использована нержавеющая сталь. Тем не менее, тип и термическая обработка должны быть выбраны тщательно, так как некоторые типы нержавеющей стали очень хрупкие. - Прикрепите проволочный крючок к устройству каплей быстроотверждаемой эпоксидной смолы (см. Рисунок 10) и дайте ему отверждаться при комнатной температуре или слегка повышенной температуре (максимум 50 °C). Датчик pH расположен на нижней левой стороне имплантируемого устройства.
- Датчик активируется через 24 часа после установки батарей. Тем временем перейдите к шагу 3.
ПРИМЕЧАНИЕ: Приостановите протокол сейчас, если возможно завершение шага 3 в течение 24 ч после установки батарей.
3. Изготовление пассивного приемника ректенны
- Поместите печатную плату (изготовленную на основе дополнительного файла "pcb2.zip"). для ректенны на ровной поверхности.
- Припаять компоненты с помощью метода паяльной пасты, описанного на этапах 2.2-2.6, или использовать паяльник согласно фиг.11А.
ПРИМЕЧАНИЕ: Если экспериментатор решает изготовить приемник ректенны повторно (он был ранее изготовлен и согласован) или не хочет приступать к согласованию приемника, используйте значения компонентов, ранее определенных экспериментатором или указанных на рисунке 11B , и пропустите этапы 3.5-3.7. - Припаяйте разъем SMA к печатной плате.
- Осмотрите печатную плату под микроскопом. Если наблюдаются какие-либо замыкания или неправильное размещение компонентов, устраните проблемы.
- Подключите вход векторного анализатора цепей к разъему SMA.
- Запишите диаграмму S11 Smith ректенны от 300-500 МГц с полосой пропускания разрешения 1 кГц. Наблюдайте за откликом и регистрируйте импеданс на частоте 431,7 МГц. Используйте программное обеспечение калькулятора согласования импеданса для определения значений совпадающих компонентов. Пример диаграммы Смита показан на рисунке 12A.
- Припаяйте компоненты, соответствующие импедансу, и проверьте под микроскопом короткие замыкания и размещение компонентов.
- Снова измерьте с помощью анализатора спектра и подтвердите, что отношение напряжения стоячей волны (VSWR) составляет менее 3 между 300-500 МГц (внутри внешнего голубого круга, показанного на рисунке 12B). Если нет, либо повторите с различными соответствующими компонентами, либо продолжайте с учетом снижения производительности ректенны.
- Подключите антенну диапазона 433 МГц к разъему SMA. Подключите осциллограф к выходу ректенны.
- Установите осциллограф на одноканальную работу, временную базу качения, режим постоянного тока, временную базу 500 мс/дел и шкалу напряжения 5 мВ/дел.
4. Тестирование устройства
ПРИМЕЧАНИЕ: Следующие шаги требуют использования химических веществ. Заранее изучите паспорта безопасности химических веществ и используйте надлежащее защитное оборудование и общие лабораторные методы при манипулировании ими.
- Проверьте выход датчика, наблюдая за сигналом, отображаемым на осциллографе. Пример выходных данных показан на рисунке 13,14. Устройство будет активно через 24 часа после установки батарей. Период передачи выхода датчика pH варьируется в зависимости от файла, который был запрограммирован на микроконтроллер (см. Репрезентативные результаты для подробного объяснения).
- Приготовьте 2% раствор соляной кислоты (соблюдайте осторожность при обращении с соляной кислотой). Приготовьте 100 мМ буферных растворов pH 4 (фталат водорода калия / соляная кислота), pH 7 (дигидрофосфат калия / гидроксид натрия) и pH 10 (карбонат натрия / гидрокарбонат натрия) с использованием стандартных лабораторных процедур и пометьте стаканы.
- Проверьте pH всех четырех стаканов с помощью калиброванного рН-метра. При необходимости отрегулируйте.
- Погрузите капсулу в каждый стакан и запишите не менее 3 образцов. Измерьте период между вторым и третьим импульсом и заполните его в предоставленной электронной таблице (Дополнительный файл 1). Определите калибровочные коэффициенты для датчика pH с помощью электронной таблицы.
- После калибровки измерьте время между вторым и третьим импульсом и введите его в электронную таблицу для определения рН раствора, которому подвергается датчик рН.
5. Эндоскопическая имплантация датчика
- Подготовьте эндоскопическую модель свиньи ex vivo , состоящую из желудка и длинного сегмента пищевода.
- Захватите датчик снаружи с помощью гемостатического зажима, как показано на рисунках 15 и 16.
- Вставьте эндоскоп с датчиком в зажим стандартным способом в модель.
- Расположите зажим с датчиком близко к нижнему пищеводному сфинктеру.
- Поверните эндоскоп к стенке пищевода, откройте зажим, а затем надавите на стенку пищевода. Закройте зажим и отпустите его. Датчик будет оставаться прикрепленным к стенке пищевода в нужном месте, как показано на рисунках 17D и 17E.
- Извлеките эндоскоп.
6. Эксперимент после имплантации
ПРИМЕЧАНИЕ: Следующие шаги требуют использования химических веществ. Заранее изучите паспорта безопасности химических веществ и используйте надлежащее защитное оборудование и общие лабораторные методы при манипулировании ими.
- Поместите приемник в пределах 10 см (максимум) от имплантированного датчика.
- Вводят 50 мл растворов с различными значениями рН в пищевод, как показано на рисунке 18, и наблюдают за изменениями реакции датчика. Втягивайте эндоскоп после каждой инъекции и считывайте значение не ранее, чем через 30 с после инъекции. Промыть пищевод 100 мл деионизированной воды между инъекционными растворами с разным рН.
- Используйте электронную таблицу (дополнительный файл 1) для расчета pH, измеренного датчиком.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Устройство, способное к автономному измерению pH и беспроводной передаче значения pH, было успешно построено, как показано на рисунке 8. Сконструированное устройство представляет собой миниатюрную модель; он весит 1,2 г и имеет объем 0,6 см3. Приблизительные размеры составляют 18 мм x 8,5 мм x 4,5 мм. Как показано на Фиг.15, Фиг.16, и Фиг.17, он может быть имплантирован в близость нижнего пищеводного сфинктера с помощью одного гемостатического клипса; никаких специальных аксессуаров не требуется. Детальный вид рассеченного пищевода с имплантированным датчиком показан на рисунке 19.
Пассивный приемник имеет общую площадь всего 22 мм2 , хотя он оптимизирован для ручной пайки. Когда пассивный приемник ректенны помещается в непосредственной близости от устройства определения pH (10 см) в активном состоянии (24 ч после установки батарей до полного разряда батарей), при передаче устройства могут наблюдаться явные скачки напряжения. Это показано на рисунке 13. Первые два коротких (75 мс) импульса являются импульсами синхронизации. Расстояние между концом второго импульса и началом третьего импульса пропорционально напряжению Vgs ISFET, вычитаемому на 800 мВ (100 мс = 900 мВ, 200 мс = 1000 мВ и т.д.). Это напряжение линейно преобразуется в рН среды, которой подвергается датчик.
На основе простой двухточечной калибровки с буферами pH pH 4 и pH 10 (таблица 1) датчик может возвращать стабильные и повторяемые показания значения pH (таблица 2). В общей сложности использовали четыре различных раствора с известным рН - рН 0,6 (160 мМ раствор соляной кислоты в воде, имитирующий желудочную кислоту20) и калибровочные буферы с рН 4, рН 7 и рН 10. Средняя погрешность значений pH датчика составляла 0,25 и 0,31 при испытаниях в растворах в стаканах и модели ex vivo соответственно. Стандартные отклонения погрешностей составили 0,30 и 0,36 соответственно.
Находясь в непосредственной близости от передатчика (10 см), пассивная ректенна производит сигнал с амплитудой не менее десятков милливольт, который может быть легко обнаружен простым компаратором или усилен с помощью операционного усилителя тока покоя сверхнизкой мощности. Эффект антенны мобильного телефона с активным GSM-вызовом оказывает лишь незначительное негативное влияние на получение данных от датчика, как показано на рисунке 14. Пики передачи мобильного телефона могут быть отфильтрованы простым пассивным фильтром RC /LC (резистор-конденсатор/индуктор-конденсатор), поскольку они образуют высокочастотную часть сигнала (их частота, как правило, выше 500 Гц).
В одном из устройств было намеренно сделано короткое замыкание между всеми тремя электродами ISFET, чтобы показать, как меняется поведение устройства при неправильной сборке устройства. В этом случае не наблюдается отклика напряжение-рН, а напряжение затвора равно напряжению слива, которое является напряжением аккумуляторной батареи (2-3,2 В). Преобразователь AD, который ссылается на внутренний эталон 2,048 В, затем возвращает максимально возможное значение, которое переводится в 2048 мВ. Шум может вызвать незначительные колебания на выходе АЦП.
Были разработаны и протестированы два варианта прошивки, которые могут быть запрограммированы на устройство. Первый (firmware_10s.zip) предназначен для краткосрочных экспериментов, где значение рН передается каждые 10 с. Это обеспечивает больше точек данных о стоимости сокращения времени автономной работы, которое ограничено примерно 24-30 часами. Другой (firmware_1min.zip) предназначен для длительных экспериментов. Значение pH передается один раз в минуту. Срок службы датчика с более низкой частотой дискретизации составляет около 5-6 дней. Существует также версия прошивки (firmware-test.zip), которая не включает 24-часовую задержку. Этот файл может быть использован для тестирования правильной функциональности электроники перед инкапсуляцией. Кроме того, задержку можно изменить, изменив код и перекомпировав проект. Задержка была реализована, чтобы обеспечить полное излечение эпоксидной смолы или возможность, когда устройство изготовлено в другом месте, чем эндоскопическая хирургическая комната. При введенной задержке полезный срок службы устройства максимизируется.
Рисунок 1: Сборка датчика pH перед окончательной обрезкой Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 2: Сборка датчика pH после окончательной обрезки Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 3: Схема размещения имплантируемого датчика (см. Таблицу материалов для значений компонентов). Контакт 1 помечен красной точкой. Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 4: Размещение проводов программирования Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 5: Размещение антенного провода и перемычек Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 6: Размещение держателей батарей Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 7: Пайка блока датчика pH с электроникой Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 8: Готовый инкапсулированный датчик. (A) вид сбоку, (B) вид сзади Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 9: Титановый проволочный крюк Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 10: Крепление проволочного крючка к имплантируемому устройству Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 11: Схема размещения ректенны. (A) с совпадающими компонентами, (B) без совпадающих компонентов, готовых к сопоставлению с векторным анализатором цепей Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 12: Диаграмма Смита. (A) непревзойденная ректенна, (B) совпадающая ректенна Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 13: Пример реакции ректенны на входящие данные с датчика Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 14: Пример ответа при наличии радиочастотного шума (рядом телефон с активным GSM-вызовом). (A) 20 см между краем телефона и приемника, (B) 10 см между краем телефона и приемника, (C) 5 см между краем телефона и приемника Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 15: Изображение эндоскопа с гемостатическим зажимом и имплантируемым датчиком pH Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 16: Имплантируемый датчик pH, захваченный гемостатическим зажимом в колпачке Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 17: Имплантация датчика. (А) вставка эндоскопа с имплантируемым датчиком рН в модель, (В) место имплантации - на 3 см выше гастроэзофагеального соединения, (В) подготовка к размещению клипа, (Г) зажим был успешно размещен, (Е) вид датчика рН ISFET, имплантированного в близость нижнего пищеводного сфинктера Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 18: Инъекция буферного раствора pH через канал эндоскопа Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
Рисунок 19: Рассеченный пищевод модели ex vivo с имплантированным датчиком Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы просмотреть увеличенную версию этого рисунка.
| Данные калибровки | ||
| Значение pH (кал. метр) [-] | Длина импульса [мс] | Кальк. вольт. выход [мВ] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
Таблица 1: Пример данных калибровки
| Измеренные данные | ||||
| Значение pH (кал. метр) [-] | Кальк. вольт. выход [мВ] | Расчетный pH [-] | Ошибка [абс. pH] | Ошибка [%] |
| 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% |
| Стд. отклонение рН [-] | 0.30 | |||
| Средняя погрешность [-] | 0.25 | |||
Таблица 2: Измеренные данные (испытание с помощью стаканов)
| Измеренные данные | ||||
| Значение pH (кал. метр) [-] | Кальк. вольт. выход [мВ] | Расчетный pH [-] | Ошибка [абс. pH] | Ошибка [%] |
| 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% |
| Стд. отклонение рН [-] | 0.36 | |||
| Средняя погрешность [-] | 0.31 | |||
Таблица 3: Измеренные данные (испытание в модели ex vivo)
Дополнительный файл 1: электронная таблица.xlsx. Электронная таблица для калибровки и обработки данных с датчика Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Дополнительный файл 2: pcb1.zip. Производственные данные Gerber для имплантируемого устройства Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Дополнительный файл 3: pcb2.zip. Gerber производственные данные для приемника Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы скачать этот файл.
Дополнительный файл 4: firmware_10s.zip. Прошивка для микроконтроллера с периодом передачи 10 с Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Дополнительный файл 5: firmware_1min.zip. Прошивка для микроконтроллера с периодом передачи 1 мин Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Дополнительный файл 6: тест прошивки.zip. Прошивка для микроконтроллера без 24-часовой паузы перед активацией Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Дополнительный файл 7: Принципиальная схема электроники Пожалуйста, нажмите здесь, чтобы загрузить этот файл.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Этот метод подходит для исследователей, которые работают над разработкой новых активных имплантируемых медицинских устройств. Это требует уровня мастерства в изготовлении электронных прототипов с компонентами поверхностного монтажа. Критические этапы в протоколе связаны с производством электроники, особенно с заполнением печатных плат, которые подвержены ошибкам оператора при размещении и пайке небольших компонентов. Затем правильная инкапсуляция имеет решающее значение для продления срока службы устройства при воздействии влаги и жидкостей. Метод имплантации был разработан с учетом простоты. Риск перфорации пищевода или других нежелательных явлений во время имплантации минимален. Гемостатические клипсы широко используются в клинической практике; таким образом, для выполнения имплантации не требуется специальной подготовки.
Устройство может быть легко модифицировано для сопровождения других датчиков с выходным напряжением, т.е. резистивных датчиков и других датчиков ISFET. Это дает большую гибкость для использования всей концепции в других областях исследований и клинической практики; это не ограничивается исследованием новых методов лечения ГЭРБ в случае датчика рН ISFET.
Сконструированное устройство миниатюрное; он весит 1,2 г и занимает на 60% меньше объема (0,6 см3), чем ближайший коммерциализированный имплантируемый датчик pH. Дальнейшая миниатюризация может быть достигнута путем интеграции ISFET на печатную плату с проводами, связанными непосредственно с печатной платой. Это, однако, значительно увеличило бы барьер входа с точки зрения требуемого оборудования (для этого потребовалось бы, по крайней мере, ручное склеивание проволоки). Таким образом, была представлена более экономически выгодная альтернатива с предварительно упакованным датчиком ISFET от производителя.
Что касается источника питания, оксид серебра / щелочные / углеродно-цинковые ячейки 1,5 В обеспечивают лучшую производительность и упрощают конструкцию схемы. Использование первичных литиевых батарей или литий-ионных батарей в этом форм-факторе устройства может привести к потенциальным проблемам. Небольшие первичные литиевые батареи имеют высокое выходное сопротивление, что может привести к значительным падениям напряжения, что может привести к отключению микроконтроллера и радиочастотного передатчика. Литий-ионные батареи, с другой стороны, несовместимы с микроконтроллерами 3,3 В (их рабочее напряжение составляет около 3,0-4,2 В), что усложняет схему (требование регулятора или понижающего преобразователя постоянного / постоянного тока). По этим причинам две основные кнопочные ячейки 1,5 В являются лучшим легкодоступным типом батареи в зависимости от наличия, рабочего напряжения и достаточно низкого выходного сопротивления.
Датчик демонстрирует хорошую точность для мониторинга рН пищевода; средняя погрешность рН в модели ex vivo составила 0,31 при стандартном отклонении 0,36. Несмотря на стадию промывки деионизированной водой между каждым добавлением буфера, большее отклонение в модели ex vivo могло быть вызвано незначительным смешиванием различных буферных растворов в пищеводе, что могло изменить рН растворов. Чувствительность используемого датчика pH ISFET почти соответствует склону Нернстиана (-58 мВ/рН при 25 °C) при -51,7 мВ/рН. Чувствительность выше, чем сообщалось в датчиках рН на основе сурьмы для мониторинга ГЭРБ (-45 мВ/рН)21.
Задержка в 24 часа между установкой батарей и началом процедуры беспроводной передачи была введена для размещения инкапсуляционного эпоксидного отверждения и случаев, когда лаборатория по производству электроники присутствует в другом месте, чем эндоскопическая хирургическая комната. Эта задержка может быть изменена путем изменения исходного кода и перекомпиляции прошивки.
В зависимости от характера эксперимента, который будет проведен исследователями, может быть выбрана подходящая эпоксидная смола (стоимость против производительности). Первоначальные эксперименты проводились с автомобильной эпоксидной смолой, которая была пригодна для первоначальных экспериментов, но не для экспериментов in vivo с точки зрения биосовместимости. Для экспериментов по выживанию выбирается эпоксидная смола медицинского класса, соответствующая стандарту ISO10993 для длительного контакта со слизистыми оболочками. Кроме того, покрытия, улучшающие биосовместимость (например, PTFE или парилен), могут дополнительно снизить скорость отторжения имплантата и/или воспаления/раздражения места имплантации.
Полностью пассивный приемник ректенны может быть улучшен путем смещения диодов детектора для повышения чувствительности22,23. В случае, если требуется улучшенная устойчивость к электромагнитным помехам или радиочастотному шуму, диодный детектор может быть дополнительно модифицирован путем добавления высокоселективного полосового фильтра SAW между входом ВЧ и диодным детектором24. Если требуется связь на большие расстояния, можно использовать активный приемник ASK (или программно-определяемый приемник - SDR). В обоих случаях центральная частота приемника должна быть установлена на 431,73 МГц (частота кристалла умножена на 32 на ФАПЧ в интегральной схеме радиочастотного передатчика), а полоса пропускания разрешения составляет около 150-250 кГц. Выходная частота ВЧ зависит как от напряжения, так и от температуры, и дрейфы до 50 кГц от центральной частоты наблюдались при нормальной работе. Выходная мощность в полосе затем может контролироваться и использоваться для декодирования значения pH в соответствии с протоколом. Для первоначального тестирования рекомендуется использовать активный приемник. При использовании внутри имплантируемого устройства оно сопряжено с увеличением сложности и серьезным энергетическим штрафом. Он не может обеспечить преимущество «нулевой мощности», которое обеспечивает детектор Шоттки.
Сегодня практически все активные имплантируемые медицинские устройства не разработаны с учетом функциональной совместимости. Их настройка выполняется вручную хирургом или практикующим врачом25 и не сотрудничает. Имплантируемое устройство, представленное в данном способе вместе с пассивным приемником ректенны, показывает способ реализации бесшовной передачи данных от одноразового датчика к другому имплантируемому устройству. В то время как коммерчески доступные радиочастотные модули для имплантируемых устройств, основанных на концепции гетеродина, существуют, режим приемника очень энергоемкий26. При представленном растворе активного приемника в нейростимуляторе не требуется; схема может быть построена так, чтобы быть полностью пассивной. Основными преимуществами учета данных пациента в режиме реального времени являются повышение эффективности терапии и значительное снижение энергопотребления. Например, в случае терапии ГЭРБ датчик рН, представленный в рукописи, может быть имплантирован над нижним пищеводным сфинктером после имплантации стимулятора для автоматической адаптации паттерна нейростимуляции для максимизации эффекта терапии при минимизации энергопотребления. Поскольку имплантация датчика во внутреннюю стенку пищевода склонна к вывиху через несколько дней, имеет смысл спроектировать датчик как датчик с батарейным питанием. Благодаря более высокой объемной плотности энергии первичных батарей использование первичного источника питания превосходит датчик, который содержит беспроводную схему приема энергии, зарядную катушку и хранение энергии на основе конденсатора. Общая эффективность беспроводной зарядки также сильно зависит от пространственной ориентации катушек, что внесет еще одну сложность в конструкцию. Беспроводная зарядка обеспечивает преимущества для постоянно имплантированных микронейростимуляторов, то есть для подслизистой ткани14. Датчик pH с батарейным питанием дает возможность оптимизировать энергопотребление такого микронейростимулятора. Вместо постоянной/регулярной нейростимуляции сфинктера датчик рН может показывать, когда необходима стимуляция (т.е. в первую очередь ночью и/или в какие часы дня) и какая выходная мощность является минимально возможной для достижения достаточного снижения давления сфинктера пищевода. Эти замкнутые или квази-замкнутые имплантируемые системы могут стать многообещающей альтернативой современным традиционным системам, предлагая меньшие имплантируемые устройства с менее инвазивной имплантацией и повышая эффективность лечения.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Авторам нечего декларировать.
Acknowledgments
Авторы с благодарностью выражают признательность Карлову университету (проект GA UK No 176119) за поддержку этого исследования. Эта работа была поддержана исследовательской программой Карлова университета PROGRES Q 28 (Онкология).
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
- El-Serag, H. B., Sweet, S., Winchester, C. C., Dent, J. Update on the epidemiology of gastro-oesophageal reflux disease: a systematic review. Gut. 63 (6), 871-880 (2014).
- Gyawali, C. P., et al. Modern diagnosis of GERD: the Lyon Consensus. Gut. 67 (7), 1351-1362 (2018).
- Cesario, S., et al. Diagnosis of GERD in typical and atypical manifestations. Acta Biomedica. 89 (5), 33-39 (2018).
- Sifrim, D., Gyawali, C. P. Prolonged wireless pH monitoring or 24-hour catheter-based pH impedance monitoring: Who, When, and Why. American Journal of Gastroenterology. 115 (8), 1150-1152 (2020).
- Chae, S., Richter, J. E. Wireless 24, 48, and 96 Hour or impedance or oropharyngeal prolonged pH monitoring: Which test, when, and why for GERD. Current Gastroenterology Reports. 20 (11), 52 (2018).
- Furness, J. B., Callaghan, B. P., Rivera, L. R., Cho, H. -J. The enteric nervous system and gastrointestinal innervation: integrated local and central control. Adv Exp Med Biol. 817, 39-71 (2014).
- Sanmiguel, C. P., et al. Effect of electrical stimulation of the LES on LES pressure in a canine model. American Journal of Physiology-Gastrointestinal and Liver Physiology. 295 (2), 389-394 (2008).
- Rodríguez, L., et al. Electrical stimulation therapy of the lower esophageal sphincter is successful in treating GERD: final results of open-label prospective trial. Surgical Endoscopy. 27 (4), 1083-1092 (2013).
- Rinsma, N. F., Bouvy, N. D., Masclee, A. A. M., Conchillo, J. M. Electrical stimulation therapy for gastroesophageal reflux disease. Journal of Neurogastroenterology and Motility. 20 (3), 287-293 (2014).
- Rodríguez, L., et al. Two-year results of intermittent electrical stimulation of the lower esophageal sphincter treatment of gastroesophageal reflux disease. Surgery. 157 (3), 556-567 (2015).
- Kwiatek, M. A., Pandolfino, J. E. The BravoTM pH capsule system. Digestive and Liver Disease. 40 (3), 156-160 (2008).
- Karamanolis, G., et al. Bravo 48-hour wireless pH monitoring in patients with non-cardiac chest pain. objective gastroesophageal reflux disease parameters predict the responses to proton pump inhibitors. Journal of Neurogastroenterology and Motility. 18 (2), 169-173 (2012).
- Rodríguez, L., et al. Two-year results of intermittent electrical stimulation of the lower esophageal sphincter treatment of gastroesophageal reflux disease. Surgery (United States). 157 (3), 556-567 (2015).
- Hajer, J., Novák, M., Rosina, J. Wirelessly powered endoscopically implantable devices into the submucosa as the possible treatment of gastroesophageal reflux disease. Gastroenterology Research and Practice. 2019, 1-7 (2019).
- Deb, S., et al. Development of innovative techniques for the endoscopic implantation and securing of a novel, wireless, miniature gastrostimulator (with videos). Gastrointestinal Endoscopy. 76 (1), 179-184 (2012).
- Shin, P., Mikolajick, T., Ryssel, H. pH Sensing Properties of ISFETs with LPCVD Silicon Nitride Sensitive-Gate. The Journal of Electrical Engineering and Information Science. 2, 82-87 (1997).
- Benhamou, P. -Y., et al. Closed-loop insulin delivery in adults with type 1 diabetes in real-life conditions: a 12-week multicentre, open-label randomised controlled crossover trial. The Lancet Digital Health. 1 (1), 17-25 (2019).
- Nikolic, M., et al. Tailored modern GERD therapy - steps towards the development of an aid to guide personalized anti-reflux surgery. Scientific Reports. 9 (1), 19174 (2019).
- Hajer, J., Novák, M. Autonomous and rechargeable microneurostimulator endoscopically implantable into the submucosa. Journal of Visualized Experiments: JoVE. (139), e57268 (2018).
- Pavelka, M., Roth, J. Parietal Cells Of Stomach: Secretion Of Acid. Functional Ultrastructure. , Springer. Vienna. 202-203 (2010).
- Jones, R. D., Neuman, M. R., Sanders, G., Cross, F. S. Miniature antimony pH electrodes for measuring gastroesophageal reflux. The Annals of Thoracic Surgery. 33 (5), 491-495 (1982).
- Avago technologies designing detectors for RF/ID tags application note 1089. , Available from: http://docs.avagotech.com/docs/AV02-1577EN (2008).
- Waugh, R. W., Buted, R. R. The zero bias schottky diode detector at temperature extremes-problems and solutions. Proceedings of the WIRELESS Symposium. , 175-183 (1996).
- Satoh, Y., Ikata, O., Miyashita, T. RF SAW filters. , Available from: http://www.te.chiba-u.jp/lab/ken/Symp/Symp2001/PAPER/SATOH.pdf (2011).
- Soffer, E. Effect of electrical stimulation of the lower esophageal sphincter in gastroesophageal reflux disease patients refractory to proton pump inhibitors. World Journal of Gastrointestinal Pharmacology and Therapeutics. 7 (1), 145 (2016).
- Microsemi ZL70323 MICS-band RF miniaturized standard implant module (MiniSIM). , Available from: https://www.microsemi.com/document-portal/doc_download/135307-zl70323-datasheet (2015).
