Summary
Manuskriptet præsenterer en miniature implanterbar pH-sensor med ASK moduleret trådløs udgang sammen med et fuldt passivt modtagerkredsløb baseret på nul-bias Schottky dioder. Denne løsning kan bruges som grundlag i udviklingen af in vivo kalibrerede elektrostimulationsterapianordninger og til ambulant pH-overvågning.
Abstract
Ambulant pH-overvågning af patologisk refluks er en mulighed for at observere forholdet mellem symptomer og eksponering af spiserøret for sur eller ikke-sur refluks. Dette papir beskriver en metode til udvikling, fremstilling og implantation af en miniature trådløs-aktiveret pH-sensor. Sensoren er designet til at blive implanteret endoskopisk med en enkelt hæmostatisk klip. En fuldt passiv retenna-baseret modtager baseret på en nul-bias Schottky diode er også konstrueret og testet. For at konstruere enheden blev der brugt et tolags printkort og hyldekomponenter. En miniature mikrocontroller med integrerede analoge eksterne enheder bruges som en analog frontend til den ionfølsomme felteffekttransistorsensor (ISFET) og til at generere et digitalt signal, der transmitteres med en amplitude shift nøgleringstransmitterchip. Enheden drives af to primære alkaliske celler. Den implantable enhed har et samlet volumen på 0,6 cm3 og en vægt på 1,2 gram, og dens ydeevne blev verificeret i en ex vivo-model (porcine spiserøret og maven). Dernæst blev en lille passiv retennabaseret modtager, som let kan integreres enten i en ekstern modtager eller den implantable neurostimulator, konstrueret og vist sig at modtage RF-signalet fra implantatet, når det er i nærheden (20 cm) til det. Sensorens lille størrelse giver kontinuerlig pH-overvågning med minimal obstruktion af spiserøret. Sensoren kan anvendes i rutinemæssig klinisk praksis i 24/96 h esophageal pH-overvågning uden at skulle indsætte et næsekateter. Modtagerens "zero-power" karakter gør det også muligt at bruge sensoren til automatisk in-vivo kalibrering af miniature lavere esophageal sphincter neurostimulationsenheder. En aktiv sensorbaseret styring gør det muligt at udvikle avancerede algoritmer for at minimere den brugte energi for at opnå et ønskeligt klinisk resultat. Et af eksemplerne på en sådan algoritme ville være et lukket kredsløb system til on-demand neurostimulation terapi af gastroøsofageal refluks sygdom (GERD).
Introduction
Montreal Consensus definerer gastroøsofageal reflukssygdom (GERD) som "en tilstand, der udvikler sig, når refluks indholdet af maven forårsager ubehagelige symptomer og / eller komplikationer". Det kan være forbundet med andre specifikke komplikationer såsom spiserøret strikturer, Barrett's spiserøret, eller spiserøret adenocarcinom. GERD påvirker ca. 20% af den voksne befolkning, hovedsagelig i lande med høj økonomisk status1.
Ambulant pH-overvågning af patologisk refluks (syreeksponeringstid på mere end 6%) giver os mulighed for at skelne forholdet mellem symptomer og sure eller ikke-sure gastroøsofageal refluks2,3. Hos patienter, der ikke reagerer på PPI -behandling (protonpumpehæmmer), kan pH-overvågning svare på, om det er patologisk gastroøsofageal refluks, og hvorfor patienten ikke reagerer på standard PPI-behandling. Der tilbydes i øjeblikket forskellige pH- og impedansovervågningsmuligheder. En af de nyere muligheder er trådløs overvågning ved hjælp af implantable enheder4,5.
GERD er forbundet med lavere esophageal sphincter (LES) lidelse, hvor sammentrækninger vist under spiserøret manometri er ikke patologiske, men har en reduceret amplitud i lang sigt GERD. LES består af glatte muskler og opretholder toniske sammentrækninger på grund af myogene og neurogene faktorer. Det slapper af på grund af vagal-medieret hæmning involverer nitrogenoxid som en neurotransmitter6.
Elektrisk stimulation med to par elektroder viste sig at øge sammentrækningstiden for LES i en hunde refluks model7. Lempelse af LES, herunder resttrykket under indtagelsen, blev ikke påvirket af både lav- og højfrekvent stimulering. Højfrekvent stimulering er et oplagt valg, fordi det kræver mindre strøm og forlænger batteriets levetid.
Selv om elektrostimulationsbehandling (ET) af den nedre esophageal sphincter er et relativt nyt begreb i behandlingen af patienter med GERD, viste denne behandling sig at være sikker og effektiv. Denne form for behandling har vist sig at give betydelig og varig lindring fra symptomerne på GERD samtidig fjerne behovet for PPI behandling og reducere esophageal syre eksponering8,9,10.
Den nuværende avancerede pH-sensor til diagnostik af GERD er Bravo-enheden11,12. Ved en anslået volumen på 1,7 cm3 kan den implanteres direkte i spiserøret med eller uden visuel endoskopisk feedback og giver 24 timers+ overvågning af pH i spiserøret.
I betragtning af at elektrostimulation terapi er en af de mest lovende alternativer til behandling af GERD ikke reagerer på standard terapi8,13, det giver mening at give data fra pH-sensor til neurostimulator. Den seneste forskning viser en klar vej til fremtidig udvikling på dette område, som vil føre til stive alt-i-en implantable enheder, som vil opholde sig på stedet for neurostimulation14,15. Til dette formål er ISFET (ionfølsom felteffekttransistor) en af de bedste typer sensorer på grund af dens miniaturekarakter, muligheden for on-chip integration af en referenceelektrode (guld i dette tilfælde) og tilstrækkelig høj følsomhed. På silicium ligner ISFET strukturen af en standard MOSFET (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor). Porten, der normalt er tilsluttet en elektrisk terminal, erstattes dog af et lag aktivt materiale i direkte kontakt med det omgivende miljø. For pH-følsomme ISFET'er dannes dette lag af siliciumnitrid (Si3N4)16.
Den største ulempe ved endoskopisk implantable enheder er den iboende begrænsning af batteriets størrelse, hvilket kan føre til en reduceret levetid for disse enheder eller motivere producenterne til at udvikle avancerede algoritmer, der vil levere den krævede effekt til en lavere energiomkostning. Et af eksemplerne på en sådan algoritme ville være et lukket kredsløb system til on-demand neurostimulation terapi af GERD. Svarende til kontinuerlige glukosemålere (CGM) + insulinpumpesystemer17, ville et sådant system anvende en esophageal pH-sensor eller en anden sensor til at registrere det nuværende tryk på den nedre esophageal sphincter sammen med en neurostimulationsenhed.
Reaktionen på neurostimulationsterapien og kravene til neurostimulationsmønstre kan være individuelle13. Det er således vigtigt at udvikle uafhængige sensorer, der kan bruges enten til diagnose og karakterisering af dysfunktionen eller til aktivt at deltage i kalibrering af neurostimulationssystemet i henhold til patienternes individuelle krav18. Disse sensorer skal være så små som muligt for ikke at påvirke orgelets normale funktionalitet.
Dette manuskript beskriver en metode til design og fremstilling af en ISFET-baseret pH-sensor med AMPLITUDE-shift keying (ASK) sender og en lille passiv retennabaseret modtager. Baseret på løsningens enkle arkitektur kan pH-dataene modtages af en ekstern modtager eller endda den implantable neurostimulator uden nogen væsentlig volumen eller effektstraf. ASK-gradueringen vælges på grund af arten af den passive modtager, som kun er i stand til at detektere modtaget RF-signalkraft (ofte kaldet "modtaget signalstyrke"). Det skematiske diagram, der er integreret som supplerende materiale, viser enhedens konstruktion. Det er drevet direkte fra to AG1 alkaliske batterier, som giver en spænding mellem 2,0-3,0 V (baseret på opladningstilstand). Batterierne driver den interne mikrocontroller, som udnytter sin ADC (analog-til-digital konverter), DAC (digital-til-analog konverter), intern driftsforstærker og FVR (fastspændingsreference) perifere enheder til at skævvride ISFET pH-sensoren. Den resulterende "gate" spænding (guld reference elektroden) er proportional med pH i det omgivende miljø. En stabil id-strøm leveres af en R2-sensingmodstand på lavsiden. Kilden til ISFET-sensoren er tilsluttet den ikke-inverterende indgang af driftsforstærkeren, mens inverterindgangen er tilsluttet udgangsspændingen på DAC-modulet, der er indstillet til 960 mV. Udgangen af den operationelle forstærker er forbundet til afløbsstiften på ISFET. Denne operationelle forstærker regulerer afløbsspændingen, så spændingsforskellen på R2-modstanden altid er 960 mV; således strømmer en konstant biasstrøm på 29 μA gennem ISFET (når den er i normal drift). Portspændingen måles derefter med en ADC. Mikrocontrolleren driver derefter på RF-senderen via en af GPIO-stifterne (generelt input/output) og overfører sekvensen. RF-senderkredsløbet involverer et krystal- og matchende netværk, der matcher outputtet til 50 Ω impedans.
Til de eksperimenter, der blev demonstreret her, brugte vi en svine mave med en lang del af spiserøret monteret i en standardiseret plastmodel. Dette er en almindeligt anvendt model til at praktisere endoskopiske teknikker som ESD (endoskopisk submukosal dissektion), POEM (oral endoskopisk myotomi), endoskopisk slimhinde resektion (EMR), hæmostasis osv. Med hensyn til de nærmeste mulige anatomiske parametre, der nærmer sig menneskelige organer, brugte vi maven og spiserøret hos grise, der vejer 40-50 kg.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Ingen levende dyr var involveret i denne undersøgelse. Eksperimentet blev udført på en ex vivo model bestående af et svin spiserøret og maven. Maven og spiserøret blev købt fra et lokalt slagteri som deres standardprodukt. Denne procedure er i overensstemmelse med tjekkisk lovgivning, og vi foretrækker det på grund af "3R"-princippet (udskiftning, reduktion og raffinement).
1. Fabrikation af pH-sensorsamlingen
BEMÆRK: Vær opmærksom på forholdsregler til håndtering af ESD-følsomme komponenter (Electrostatic Discharge) under fremstillingen af pH-sensorsamlingen. Vær forsigtig, når du arbejder med loddejernet.
- Placer ISFET pH-sensoren monteret på et printkort (PCB) på en flad overflade. Find de loddede kontakter.
- Trim loddekontakterne, så deres længde ikke er længere end 3 mm.
- Lodde en 15 mm del af fluoreret ethylenpropylen (FEP) belagt kabel til pH-sensorens lodbare elektroder. Rengør ikke den nøgne prøvekonstruktion mekanisk eller kemisk. Prøv at undgå forurening af terningen og PCB med flux under lodning.
- Undersøg pH-sensorkabelsamlingen under et mikroskop for åbne kredsløb og shorts. Tjek derefter shortsene med en åben kort tester. En korrekt forberedt samling på dette stadium er vist i figur 1.
- Rengør pH-sensorsamlingen i en ultralydsrenser i 5 min ved 70 °C i en 5% opløsning af fluxfjerner i vand. Det optimale interval af ultralydseffekt er 50-100 W/l. Må ikke overstige 100 W/l.
- Skyl pH-sensorsamlingen i isopropylalkohol af teknisk kvalitet i mindst 3 min og lad den tørre i en ovn ved 80 °C i 15 min.
- Placer alle pH-sensorer på en flad overflade (hvis flere fremstilles samtidigt), før du går videre til næste trin.
- Bland en passende mængde todelt epoxy til indkapsling af de loddede elektroder. Brug mindst 2 mL for at tillade grundig blanding. Brug sort uigennemsigtig epoxy til at give mulighed for inspektion senere- dele af sensoren udsat for miljøet vil blive set lettere, da de ikke vil have uigennemsigtig epoxy på dem
- Den blandede epoxy overføres til en 1 mL-sprøjte med en 0,5 mm flad endenål.
- Belyd loddeområdet af pH-sensorer med epoxy. Sørg for at belægge hele området af PCB elektroder og den udsatte ledning.
- Lad epoxyen helbrede enten ved stue eller forhøjet temperatur (80 °C max), for denne undersøgelse blev der anvendt 50 °C sammen med den epoxy, der er angivet i materialetabellen.
- Undersøg det overtrukne område under et mikroskop. Hvis der er eksponeret ubestrøgne metaldele (enten PCB-elektrode eller ledning), gentages trin 1.8-1.11, indtil der ikke er synlige tegn på ubestrøget metal.
- Trim ledningerne til den længde og vinkel, der er vist i figur 2. Coat enderne med lodde for at undgå flossning.
2. Fabrikation af den elektroniske samling
BEMÆRK: Overhold forholdsregler for håndtering af ESD-følsomme komponenter under fremstillingen af elektronikken. Vær forsigtig, når du arbejder med loddejern og varmluftspistol.
- Placer PCB (fremstillet baseret på de supplerende filer "pcb1.zip" og skematiske diagram "skematisk.png") på en flad overflade, komponenter side op.
- Påfør loddepasta på alle de eksponerede forgyldte puder.
- Placer alle passive og aktive komponenter ved hjælp af pincet i henhold til figur 3 og materialetabellen.
- Varm printet med varmluftpistolen for at lodde komponenterne. Pcb opvarmes gradvist til 150 °C i 2 min for at udstøde resterende vand fra pakningerne og aktivere fluxen i loddepastaen. Derefter opvarmes PCB til 260 °C for at lodde komponenterne. Lad PRINT afkøle til stuetemperatur, ikke flytte det under hele lodningsprocessen.
- Efter lodning og afkøling til stuetemperatur skal du inspicere printet under et mikroskop for at kontrollere den korrekte placering af alle komponenter og shorts. Hvis der ikke observeres shorts eller forkert komponentplacering, skal du springe trin 2.6 over.
- Reparer eventuelle shorts eller forkert komponentplacering med en loddepistol eller varmluftpistol. Gå til trin 2.5.
- Lodde 5 ledninger til komponenterne (strøm og programmeringsledninger) som vist i figur 4.
- Hvis du vil slutte pcb'en til programmøren, skal du tilslutte ledningerne, der er loddet i trin 2.7. til programmørens stik.
- Program firmware (se repræsentative resultater for en detaljeret forklaring af, hvilken fil der skal bruges) til mikrocontrolleren. Brug den tidligere beskrevne procedure til at konfigurere programmeringssoftwaren19. Indstil programmøren til at drive enheden med en spænding på ca. 2,5 V. De-lodde de 5 ledninger efter programmering.
- Placer printet på en flad overflade, komponent side op. Lodde AWG38 kobberantennetråden (længde på 3 cm) som vist i figur 5 og pak den rundt om kanten af printet. Fastgør antenneledningen til kanten af printet med et cyanoacrylatlim. Lodde de to andre wire jumpere med SWG38 kobbertråd som vist i figur 5. Undgå elektrisk kontakt med andre komponenter.
- Sæt printet på en flad overflade, komponentsiden nedad.
- Lodde to batteriholdere til den modsatte del af PRINT, som vist i figur 6.
- Lodde pH-sensorsamlingen til terminalerne på printet, som vist i figur 7.
- Sæt to AG1-batterier i batteriholderne.
BEMÆRK: Fortsæt ikke med dette trin og næste trin i dette afsnit tidligere end 24 timer før test og endoskopisk implantation af sensoren. - Der fremstilles en passende mængde epoxy som beskrevet i trin 1.8. til indkapsling af enheden.
- Indkapsle enheden med epoxyen ved hjælp af den samme procedure, der er beskrevet i trin 1.9 (sprøjte med en nål). Lad epoxyen helbrede ved stuetemperatur eller let forhøjet temperatur (må ikke overstige 50 °C på grund af tilstedeværelsen af batterier). Se figur 8 for de korrekte indkapslingsresultater.
- Opret en titanium wire krog i henhold til figur 9.
BEMÆRK: Titanium (grad II) blev valgt på grund af dets biokompatibilitet og track record for brug i implantabelt medicinsk udstyr. Rustfrit stål kan også anvendes. Type- og varmebehandlingen skal dog vælges omhyggeligt, da nogle typer i rustfrit stål er meget skøre. - Fastgør trådkrogen til enheden med en dråbe hurtigt hærdende epoxy (se figur 10), og lad den hærde ved stuetemperatur eller let forhøjet temperatur (højst 50 °C). pH-sensoren er placeret nederst til venstre på den implantable enhed.
- Sensoren aktiveres 24 timer efter indføring af batterierne. I mellemtiden skal du fortsætte med trin 3.
BEMÆRK: Sæt protokollen på pause nu, hvis det er muligt at afslutte trin 3 inden for 24 timer efter indsættelse af batterierne.
3. Fabrikation af passiv retennamodtager
- Placer printet (fremstillet på basis af den supplerende fil "pcb2.zip"). til rektenna på en flad overflade.
- Lodde komponenterne ved hjælp af loddepastametoden, der er beskrevet i trin 2.2-2.6, eller brug en loddepistol i henhold til figur 11A.
BEMÆRK: Hvis forsøgspersonen beslutter at fremstille rektennamodtageren igen (den tidligere er fremstillet og matchet) eller ikke ønsker at fortsætte med at matche modtageren, skal du bruge værdierne for de komponenter, der tidligere er bestemt af forsøgspersonen eller angivet i figur 11B , og springe trin 3.5-3.7 over. - Lodde SMA-stikket til printet.
- Undersøg printet under et mikroskop. Hvis der observeres shorts eller forkert komponentplacering, skal du løse problemerne.
- Vedhæft et input til vektornetværksanalyse til SMA-stikket.
- Optag S11 Smith-diagrammet over retennaen fra 300-500 MHz med båndbredde på 1 kHz opløsning. Overhold svaret og registrere impedansen ved 431,7 MHz. Brug en impedans matchende lommeregner software til at bestemme værdierne af matchende komponenter. Eksemplet Smith-diagrammet er vist i figur 12A.
- Lodde impedans matchende komponenter og inspicere under et mikroskop for kortslutninger og komponent placering.
- Mål med spektrumanalysator igen, og bekræft, at spændingsstillingsbølgeforholdet (VSWR) er under 3 mellem 300-500 MHz (inde i den ydre cyancirkel vist i figur 12B). Hvis ikke, skal du enten gentage med forskellige matchende komponenter eller fortsætte med rektennaens reducerede ydeevne i tankerne.
- Tilslut 433 MHz-båndantennen til SMA-stikket. Tilslut et oscilloskop til rectenna-udgangen.
- Indstil oscilloskopet til enkeltkanalsdrift, rullende tidsbase, DC-tilstand, 500 ms/div-tidsbase og 5 mV/div spændingsskala.
4. Test af enheden
BEMÆRK: Følgende trin kræver brug af kemikalier. Undersøg kemikaliernes materialesikkerhedsdatablade på forhånd, og brug ordentlige værnemidler og almindelige laboratoriepraksisser, når du manipulerer dem.
- Undersøg sensorens output ved at observere det signal, der vises på oscilloskopet. Stikprøveudgangen er vist i figur 13,14. Enheden vil være aktiv efter 24 timer efter indsættelsen af batterierne. Perioden for overførsel af pH-sensorens output varierer afhængigt af den fil, der er programmeret til mikrocontrolleren (se repræsentative resultater for at få en detaljeret forklaring).
- Forbered 2% saltsyreopløsning (vær forsigtig ved håndtering af saltsyre). Der fremstilles 100 mM bufferopløsninger af pH 4 (kalium hydrogenfotat/saltsyre), pH 7 (kaliumdihydrogenphosphat/natriumhydroxid) og pH 10 (natriumcarbonat/natrium hydrogencarbonat) ved hjælp af standardlaboratorieprocedurer og marker bægerglassene.
- Kontroller pH-pH for alle fire bægerglas ved hjælp af en kalibreret pH-måler. Juster, hvis det er nødvendigt.
- Dyk kapslen ned i hvert bægerglas og registrer mindst 3 prøver. Mål perioden mellem den anden og tredje puls, og udfyld den i det medfølgende regneark (supplerende fil 1). Bestem kalibreringskoefficienterne for pH-sensoren ved hjælp af regnearket.
- Efter kalibrering måles tiden mellem den anden og den tredje puls, og den indsættes i regnearket for at bestemme pH-enheden for den opløsning, som pH-sensoren udsættes for.
5. Endoskopisk implantation af sensoren
- Forbered en ex vivo endoskopisk svin model bestående af maven og et langt segment af spiserøret.
- Tag fat i sensoren eksternt med et hæmostatisk klip, som vist i figur 15 og figur 16.
- Sæt endoskopet med sensoren i klippet på standardvejen ind i modellen.
- Placer klippet med sensoren tæt på den nederste esophageal sphincter.
- Drej endoskopet mod esophagealvæggen, åbn klippet, og skub derefter mod spiserørets væg. Luk klippet, og slip klippet. Sensoren forbliver fastgjort til spiserøret på det ønskede sted, som vist i figur 17D og figur 17E.
- Uddrag endoskopet.
6. Eksperiment efter implantation
BEMÆRK: Følgende trin kræver brug af kemikalier. Undersøg kemikaliernes materialesikkerhedsdatablade på forhånd, og brug ordentlige værnemidler og almindelige laboratoriepraksisser, når du manipulerer dem.
- Placer modtageren inden for 10 cm (maksimum) fra den implanterede sensor.
- Indsprøjt 50 mL af opløsningerne med forskellige pH-værdier i spiserøret, som vist i figur 18, og overhold ændringerne i sensorens respons. Træk endoskopet tilbage efter hver injektion, og læs værdien tidligst 30 s efter injektionen. Spiserøret vaskes med 100 mL deioniseret vand mellem injektionsløsninger med forskellig pH-00.
- Brug regnearket (supplerende fil 1) til at beregne pH-enheden målt af sensoren.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
En enhed, der er i stand til autonom pH-sensing og trådløs transmission af pH-værdien, blev konstrueret med succes, som vist i figur 8. Den konstruerede enhed er en miniaturemodel; den vejer 1,2 g og har et volumen på 0,6 cm3. De omtrentlige dimensioner er 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Som vist i figur 15, figur 16 og figur 17 kan den implanteres i nærheden af den nedre esophageal lukkemuskel med et enkelt hæmostatisk klip; der er ikke behov for særligt tilbehør. Figur 19 har vist en detaljeret oversigt over en dissekeret spiserør med den implanterede sensor.
Den passive rectennamodtager har et samlet fodaftryk på kun 22 mm2 , selvom den er optimeret til håndlodning. Når den passive retennamodtager sættes i nærheden af pH-sensinganordningen (10 cm), når den er i aktiv tilstand (24 timer efter indsættelse af batterier, indtil batterierne er fuld udledt), kan der observeres klare spændingsspidser, når enheden sender. Det fremgår af figur 13. De første to korte (75 ms) pulser er synkroniseringsimpulser. Afstanden mellem slutningen af den anden puls og begyndelsen af den tredje puls er proportional med Vgs-spændingen på ISFET, der trækkes fra med 800 mV (100 ms = 900 mV, 200 ms = 1000 mV osv.). Denne spænding kan lineært oversættes til den pH-pc i det miljø, som sensoren udsættes for.
Baseret på en simpel topunktskalibrering med pH-buffere på pH 4 og pH 10 (tabel 1) kan sensoren returnere stabile og repeterbare pH-værdiaflæsninger (tabel 2). I alt fire forskellige opløsninger med kendt pH blev anvendt-pH 0,6 (160 mM opløsning af saltsyre i vandet, efterligne mavesyre20) og kalibrering buffere med pH 4, pH 7, og pH 10. Sensorens gennemsnitlige fejl pH-værdier var henholdsvis 0,25 og 0,31, når de blev testet i opløsninger i bægerglas og en ex vivo-model . Standardafvigelserne for fejlene var henholdsvis 0,30 og 0,36.
Når i nærheden af senderen (10 cm), producerer den passive rectenna et signal med en amplitud på mindst ti millivolt, som let kan detekteres af en simpel sammenligning eller forstærkes med en ultra-lav-effekt quiescent strøm operationel forstærker. Virkningen af en mobiltelefonantenne med et aktivt GSM-opkald har kun en mindre negativ effekt på modtagelsen af data fra sensoren, som det fremgår af figur 14. Mobiltelefon transmission toppe kan filtreres af en simpel passiv RC / LC (modstand-kondensator / inductor-kondensator) filter, da de udgør en højfrekvent del af signalet (deres frekvens er generelt over 500 Hz).
I en af enhederne blev der med vilje lavet en kortslutning mellem alle tre ISFET-elektroder for at vise, hvordan enhedens adfærd ændrer sig, når enheden er forkert samlet. I dette tilfælde observeres der ingen spændings-pH-respons, og portspændingen er lig med afløbsspændingen, som er batteripakkens spænding (2-3,2 V). AD-konverteringsprogrammet, som refereres til en intern 2.048 V-reference, returnerer derefter den højest mulige værdi, hvilket svarer til 2048 mV. Støj kan forårsage mindre udsving i ADC-outputtet.
To varianter af firmware, der kan programmeres til enheden, blev udviklet og testet. Den første (firmware_10s.zip) er beregnet til kortvarige eksperimenter, hvor pH-værdien overføres hver 10.000. Dette giver flere datapunkter for omkostningerne ved reduceret batterilevetid, som er begrænset til omkring 24-30 timer. Den anden (firmware_1min.zip) er beregnet til langsigtede eksperimenter. PH-værdien overføres én gang pr. minut. Sensorens levetid med en lavere prøveudtagningsfrekvens er omkring 5-6 dage. Der er også en version af firmwaren (firmware-test.zip), som ikke omfatter 24 timers forsinkelse. Denne fil kan bruges til at teste elektronikkens korrekte funktionalitet før indkapsling. Alternativt kan forsinkelsen ændres ved at ændre koden og genkompilere projektet. Forsinkelsen blev gennemført for at give mulighed for en fuld helbredelse af epoxy eller en mulighed, når enheden er fremstillet på et andet sted end endoskopisk kirurgi værelse. Med den indførte forsinkelse maksimeres enhedens levetid.
Figur 1: pH-sensorsamling før endelig trimning Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 2: pH-sensorsamling efter endelig trimning Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 3: Placeringsdiagram for den implanterbare sensor (se Materialetabel for komponentværdier). Pin 1 er markeret som en rød prik. Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 4: Placering af programmeringsledninger Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 5: Placering af antennetråd og jumperledninger Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 6: Placering af batteriholdere Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 7: Lodning af pH-sensorsamlingen til elektronikken Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 8: Færdig indkapslet sensor. (A) sidevisning, (B) baggrundsvisning Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 9: Titanium wire hook Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 10: Fastgørelse af trådkrogen til den implantable enhed Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 11: Placeringsdiagram for rektennaen(A) med matchende komponenter, (B) uden matchende komponenter, klar til at blive matchet med en vektornetværksanalysator Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 12: Smith diagram. (A) uovertruffen retenna, (B) matchede rectenna Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 13: Eksempelrespons af rectennaen til de indgående data fra sensoren Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 14: Eksempelrespons, når du er i nærvær af RF-støj (nærliggende telefon med et aktivt GSM-opkald). (A) 20 cm mellem kanten af telefonen og modtageren, (B) 10 cm mellem kanten af telefonen og modtageren, (C) 5 cm mellem kanten af telefonen og modtageren Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 15: Billede af endoskopet med hæmostatisk klip og implanterbar pH-sensor Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 16: Implanterbar pH-sensor, der forstås med det hæmostatiske klip i en hætte Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 17: Implantation af sensoren. (A) indsættelse af endoskopet med den implantable pH-sensor i modellen, (B) implantationssted - 3 cm over gastroøsofageal junction, (C) forberedelse af klippeplaceringen, (D) klippet blev med succes placeret, (E) visning af ISFET pH-sensoren, implanteret til nærheden af nedre esophageal sphincter Klik her for at se en større version af denne figur.
Figur 18: Injektion af pH-bufferløsningen gennem endoskopkanalen Klik her for at se en større version af dette tal.
Figur 19: Dissekeret spiserøret af ex vivo-modellen med den implanterede sensor Klik her for at se en større version af dette tal.
| Kalibreringsdata | ||
| pH-værdi (cal. meter) [-] | Pulslængde [ms] | Calc. volt. output [mV] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
Tabel 1: Eksempel på kalibreringsdata
| Målte data | ||||
| pH-værdi (cal. meter) [-] | Calc. volt. output [mV] | Anslået pH [-] | Fejl [abs. pH] | Fejl [%] |
| 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. afvigelse af pH [-] | 0.30 | |||
| Gennemsnitlig fejl [-] | 0.25 | |||
Tabel 2: Målte data (test med bægerglas)
| Målte data | ||||
| pH-værdi (cal. meter) [-] | Calc. volt. output [mV] | Anslået pH [-] | Fejl [abs. pH] | Fejl [%] |
| 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. afvigelse af pH [-] | 0.36 | |||
| Gennemsnitlig fejl [-] | 0.31 | |||
Tabel 3: Målte data (test i en ex vivo-model )
Supplerende fil 1: regneark.xlsx. Regneark til kalibrering og behandling af data fra sensoren Klik her for at downloade denne fil.
Supplerende fil 2: pcb1.zip. Gerber fremstilling data for implantable enhed Klik her for at downloade denne fil.
Supplerende fil 3: pcb2.zip. Gerber fremstilling af data til modtageren Klik her for at downloade denne fil.
Supplerende fil 4: firmware_10s.zip. Firmware til mikrocontroller med 10 s transmissionsperiode Klik her for at downloade denne fil.
Supplerende fil 5: firmware_1min.zip. Firmware til mikrocontroller med 1 min transmissionsperiode Klik her for at downloade denne fil.
Supplerende fil 6: firmware-test.zip. Firmware til mikrocontrolleren uden 24 timers pause før aktivering Klik her for at downloade denne fil.
Supplerende fil 7: Skematisk diagram over elektronikKen klik her for at downloade denne fil.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Denne metode er velegnet til forskere, der arbejder på udvikling af nye aktive implantable medicinsk udstyr. Det kræver et niveau af færdigheder i fremstillingen af elektroniske prototyper med overflademonteringskomponenter. De kritiske trin i protokollen er relateret til fremstilling af elektronikken, især befolker PCB' erne, som er tilbøjelige til operatørfejl i placering og lodning af små komponenter. Derefter er korrekt indkapsling afgørende for at forlænge enhedens levetid, når den udsættes for fugt og væsker. Implantationsmetoden er designet med enkelhed i tankerne. Risikoen for perforering af spiserøret eller andre bivirkninger under implantationen er minimal. Hæmostatiske klip er meget udbredt i klinisk praksis; derfor er der ikke behov for særlig træning for at udføre implantationen.
Enheden kan nemt ændres til at ledsage andre sensorer med spændingseffekt, dvs. resistive sensorer og andre ISFET-sensorer. Dette giver stor fleksibilitet til at udnytte hele konceptet inden for andre områder af forskning og klinisk praksis; det er ikke begrænset til forskning i nye behandlingsmetoder for GERD i tilfælde af en pH ISFET-sensor.
Den konstruerede enhed er miniature; den vejer 1,2 g og optager 60 % mindre volumen (0,6 cm3) end den nærmeste kommercialiserede implantable pH-sensor. Yderligere miniaturisering kunne opnås ved integration af ISFET på printet med ledninger, der er bundet direkte til printet. Dette vil imidlertid øge adgangsbarrieren betydeligt med hensyn til påkrævet udstyr (det ville kræve mindst en manuel trådbinding). Således blev et mere økonomisk levedygtigt alternativ med en færdigpakket ISFET-sensor fra producenten præsenteret.
Hvad angår strømkilden, giver sølvoxid/alkalisk/carbon-zink 1,5 V-celler bedre ydeevne og forenkler kredsløbsdesignet. Brugen af primære lithiumbatterier eller Li-Ion-batterier i denne enhedsformfaktor kan føre til potentielle problemer. Små primære lithiumbatterier har høj udgangsmodstand, hvilket ville forårsage betydelige spændingsfald, hvilket potentielt kan føre til brun-out af mikrocontrolleren og RF-senderen. Lithium-ion-batterier er derimod uforenelige med 3,3 V-mikrocontrollere (deres driftsspænding er omkring 3,0-4,2 V), hvilket tilføjer kompleksitet til kredsløbet (krav fra en regulator eller DC / DC step-down konverter). Af disse grunde er to primære 1,5 V-knapceller den bedste lettilgængelige type batteri baseret på tilgængelighed, driftsspænding og tilstrækkelig lav udgangsmodstand.
Sensoren udviser god nøjagtighed til esophageal pH-overvågning; den gennemsnitlige fejl af pH i en ex vivo-model var 0,31 med en standardafvigelse på 0,36. På trods af vasketrinnet med deioniseret vand mellem hver buffertilsætning kunne en større afvigelse i ex vivo-modellen have været forårsaget af mindre blanding af de forskellige bufferopløsninger i spiserøret, hvilket kan have ændret opløsningernes pH-fejl. Følsomheden af den anvendte ISFET pH-sensor følger næsten den nernstiske hældning (-58 mV/pH for 25 °C) ved -51,7 mV/pH. Følsomheden er højere end rapporteret i antimonbaserede pH-sensorer til overvågning af GERD (-45 mV/pH)21.
Forsinkelsen på 24 timer mellem indsættelsen af batterier og starten af den trådløse transmission rutine blev indført for at imødekomme indkapsling epoxy hærdning og tilfælde, hvor laboratoriet til fremstilling af elektronik er til stede på et andet sted end endoskopisk kirurgi værelse. Denne forsinkelse kan ændres ved at ændre kildekoden og genkompileres firmwaren.
Afhængigt af arten af eksperimentet, som vil blive udført af forskerne, egnet epoxy (omkostninger versus ydeevne) kan vælges. De første forsøg blev udført med epoxy af bilkvalitet, som var egnet til indledende eksperimenter, men ikke til in vivo-eksperimenter fra biokompatibiliteten. Til overlevelsesforsøg skal der vælges en medicinsk epoxy, der er ISO10993, der er kompatibel med langvarig kontakt med slimhinder. Også belægninger, der forbedrer biokompatibiliteten (f.eks. PTFE eller parylen), kan yderligere reducere afvisningen af implantatet og/eller betændelse/irritation af implantationsstedet.
Den fuldt passive retennamodtager kan forbedres ved at skævvride detektordioderne for at forbedre følsomheden22,23. I tilfælde af at der kræves forbedret immunitet mod elektromagnetisk interferens eller RF-støj, kan diodedetektoren yderligere ændres ved at tilføje et meget selektivt bånd SAW-filter mellem RF-indgangen og diodedetektoren24. Hvis der kræves længere rækkeviddekommunikation, kan der bruges en aktiv ASK-modtager (eller en softwaredefineret modtager - SDR). I begge tilfælde skal modtagerens midterfrekvens indstilles til 431,73 MHz (krystallens frekvens ganget med 32 med PLL i rf-senderens integrerede kredsløb) og opløsningsbåndbredden på ca. 150-250 kHz. RF-udgangsfrekvensen er både spændings- og temperaturafhængig, og der blev observeret drifts op til 50 kHz fra midterfrekvensen under normal drift. Udgangseffekten i båndet kan derefter overvåges og bruges til at afkode pH-værdien i henhold til protokollen. Det anbefales at bruge en aktiv modtager til indledende test. Hvis det bruges inde i en implanterbar enhed, det kommer med en stigning i kompleksitet og en stor energi straf. Det kan ikke give "nul-power" fordel, at Schottky detektor giver.
I dag er stort set alle aktive implantable medicinske enheder ikke designet med interoperabilitet i tankerne. Deres konfiguration udføres manuelt af en kirurg eller practitioner25 og samarbejder ikke. Den implantable enhed, der præsenteres i denne metode sammen med en passiv retennamodtager, viser en måde at realisere problemfri dataoverførsel fra en engangssensor til en anden implantabel enhed. Mens kommercielt tilgængelige RF-moduler til implantable enheder baseret på heterodyne konceptet eksisterer, modtageren tilstand er meget magt krævende26. Med den præsenterede opløsning kræves der ingen aktiv modtager i neurostimulatoren; kredsløbet kan bygges til at være helt passivt. De vigtigste fordele ved at tage patientdata i realtid i betragtning er at forbedre effekten af behandlingen og reducere strømforbruget betydeligt. For eksempel kan en pH-sensor, der præsenteres i manuskriptet, implanteres over den nedre esophageal sphincter efter implantationen af stimulatoren for automatisk at tilpasse neurostimulationsmønsteret for automatisk at maksimere effekten af behandlingen, samtidig med at strømforbruget minimeres. Da implantationen af sensoren til den indre esophageal væg er tilbøjelig til at forskyde efter flere dage, giver det mere mening at designe sensoren som en batteridrevet. Takket være den højere volumetriske energitæthed af primære batterier er brugen af en primær strømkilde bedre end en sensor, der indeholder et trådløst strømmodtagelseskredsløb, opladningsspole og kondensatorbaseret energilagring. Den samlede effektivitet af den trådløse opladning er også stærkt afhængig af spolernes rumlige orientering, hvilket ville medføre endnu en vanskelighed for designet. Trådløs opladning giver fordele for de permanent implanterede mikroneurostimulatorer, dvs. Den batteridrevne pH-sensor giver mulighed for at optimere energiforbruget i en sådan mikroneurostimulator. I stedet for permanent/regelmæssig neurostimulation af lukkemusklen kan pH-sensoren vise, hvornår stimuleringen er nødvendig (dvs. primært om natten og/eller hvilke tidspunkter på dagen), og hvilken effekt der er den lavest mulige for at opnå et tilstrækkeligt lavere esophageal sphinctertryk. Disse lukkede kredsløb eller kvasi-lukkede kredsløb implantable systemer kan blive et lovende alternativ til de nuværende traditionelle systemer, der tilbyder mindre implantable enheder med mindre invasiv implantation og forbedre behandlingens effektivitet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne har intet at erklære.
Acknowledgments
Forfatterne anerkender taknemmeligt Charles University (projekt GA UK No 176119) for at støtte denne undersøgelse. Dette arbejde blev støttet af Charles University forskningsprogram PROGRES Q 28 (Oncology).
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).
