Summary
Manuskriptet presenterar en miniatyr implanterbar pH-sensor med ASK-modulerad trådlös utgång tillsammans med en helt passiv mottagarkrets baserad på noll-bias Schottky dioder. Denna lösning kan användas som grund i utvecklingen av in vivo-kalibrerade elektrostimuleringsterapiapparater och för ambulatorisk pH-övervakning.
Abstract
Ambulatoriskt pH-övervakning av patologiska reflux är en möjlighet att observera förhållandet mellan symtom och exponering av matstrupen för surt eller icke-surt uppstötning. Detta dokument beskriver en metod för utveckling, tillverkning och implantation av en miniatyr trådlöst aktiverad pH-sensor. Sensorn är utformad för att implanteras endoskopiskt med ett enda hemostatiskt klipp. En helt passiv rectenna-baserad mottagare baserad på en schottkydiod med noll bias är också konstruerad och testad. För att konstruera enheten användes ett tvåskiktstryckt kretskort och färdiga komponenter. En miniatyrmikrokontroller med integrerad analog kringutrustning används som en analog front ände för den jonkänsliga ISFET-sensorn (Field-Effect Transistor) och för att generera en digital signal som överförs med ett amplitudskiftssändarechip. Enheten drivs av två primära alkaliska celler. Den implanterbara enheten har en total volym på 0,6 cm3 och en vikt på 1,2 gram, och dess prestanda verifierades i en ex vivo-modell (svin matstrupe och mage). Därefter konstruerades en liten fotavtryck passiv rectenna-baserad mottagare som enkelt kan integreras antingen i en extern mottagare eller den implanterbara neurostimulatorn, och visade sig ta emot RF-signalen från implantatet när den är i närheten (20 cm) till den. Sensorns lilla storlek ger kontinuerlig pH-övervakning med minimal obstruktion av matstrupen. Sensorn kan användas i rutinmässig klinisk praxis för 24/96 h esofagus pH-övervakning utan att behöva sätta in en nasal kateter. Mottagarens "nolleffekt" natur möjliggör också användning av sensorn för automatisk in vivo-kalibrering av miniatyr nedre esofagussfinktereurostimuleringsanordningar. En aktiv sensorbaserad styrning möjliggör utveckling av avancerade algoritmer för att minimera den använda energin för att uppnå ett önskvärt kliniskt resultat. Ett av exemplen på en sådan algoritm skulle vara ett slutet system för on-demand neurostimulering terapi av gastroesofageal refluxsjukdom (GERD).
Introduction
Montreal Consensus definierar gastroesofageal refluxsjukdom (GERD) som "ett tillstånd som utvecklas när uppstötning av innehållet i magen orsakar obehagliga symtom och/eller komplikationer". det kan associeras med andra specifika komplikationer såsom matstrupe strictures, Barretts matstrupe eller matstrupe adenocarcinom. GERD påverkar cirka 20% av den vuxna befolkningen, främst i länder med hög ekonomisk status1.
Ambulatoriskt pH-övervakning av patologiska reflux (sur exponeringstid på mer än 6%) gör det möjligt för oss att skilja förhållandet mellan symtom och sura eller icke-sura gastroesofageal reflux2,3. Hos patienter som inte svarar på PPI-behandling (protonpumpshämmare) kan pH-övervakning svara på om det är patologisk gastroesofageal reflux och varför patienten inte svarar på standard PPI-behandling. Olika alternativ för pH- och impedansövervakning erbjuds för närvarande. En av de nyare möjligheterna är trådlös övervakning med implanterbara enheter4,5.
GERD är associerad med lägre esofagus sfinkter (LES) störning, där sammandragningar som visas under matstrupe manometri är inte patologiska men har en minskad amplitud i långsiktiga GERD. LES består av glatt muskel och upprätthåller toniska sammandragningar på grund av myogena och neurogena faktorer. Det slappnar av på grund av vagal-medierad hämning med kväveoxid som en signalsubstans6.
Elektrisk stimulering med två par elektroder visade sig öka sammandragningstiden för LES i en hund reflux modell7. Avslappningen av LES inklusive resttrycket under sväljning påverkades inte av både låg- och högfrekvent stimulering. Högfrekvent stimulering är ett självklart val eftersom det kräver mindre ström och förlänger batteriets livslängd.
Även om elektrostimulering behandling (ET) av den nedre matstrupen sfinkter är ett relativt nytt koncept vid behandling av patienter med GERD, visade sig denna terapi vara säker och effektiv. Denna form av behandling har visat sig ge betydande och varaktig lindring från symtomen på GERD samtidigt som behovet av PPI-behandling elimineras och matstrupssyraexponeringen minskar8,9,10.
Den nuvarande toppmoderna pH-sensorn för diagnostik av GERD är Bravo-enheten11,12. Vid en uppskattad volym på 1,7 cm3 kan den implanteras direkt i matstrupen med eller utan visuell endoskopisk återkoppling och ger 24 h+ övervakning av pH i matstrupen.
Med tanke på att elektrostimuleringsterapi är ett av de mest lovande alternativen för behandling av GERD som inte svarar på standardbehandling8,13, är det vettigt att tillhandahålla data från pH-sensorn till neurostimulatorn. Den senaste forskningen visar en tydlig väg till framtida utveckling inom detta område som kommer att leda till styva allt-i-ett implanterbara enheter som kommer att finnas på platsen för neurostimulering14,15. För detta ändamål är ISFET (jonkänslig fälteffekttransistor) en av de bästa typerna av sensorer på grund av dess miniatyrkaraktär, möjligheten till integrering på chip av en referenselektrod (guld i detta fall) och tillräckligt hög känslighet. På kisel liknar ISFET strukturen hos en standard MOSFET (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor). Grinden, som normalt är ansluten till en elektrisk terminal, ersätts dock av ett lager av aktivt material i direkt kontakt med den omgivande miljön. När det gäller pH-känsliga ISFETs bildas detta skikt av kiselnitrid (Si3N4)16.
Den största nackdelen med endoskopiskt implanterbara enheter är den inneboende begränsningen av batteristorleken, vilket kan leda till en minskad livslängd för dessa enheter eller motivera tillverkarna att utveckla avancerade algoritmer som kommer att leverera den önskade effekten till en lägre energikostnad. Ett av exemplen på en sådan algoritm skulle vara ett slutet system för on-demand neurostimulering terapi av GERD. I likhet med kontinuerliga glukosmätare (CGM) + insulinpumpsystem17, skulle ett sådant system använda en esofagus pH-sensor eller en annan sensor för att upptäcka det nuvarande trycket hos den nedre matstrupsfinktern tillsammans med en neurostimuleringsenhet.
Svaret på neurostimuleringsterapin och kraven på neurostimuleringsmönster kan vara individuellt13. Därför är det viktigt att utveckla oberoende sensorer som kan användas antingen för diagnos och karakterisering av dysfunktionen eller för att aktivt delta i kalibrering av neurostimuleringssystemet enligt patienternas individuella krav18. Dessa sensorer bör vara så små som möjligt för att inte påverka organets normala funktionalitet.
Detta manuskript beskriver en metod för design och tillverkning av en ISFET-baserad pH-sensor med amplitudförskjutningsnyckel (ASK) sändare och en liten fotavtryck passiv rectenna-baserad mottagare. Baserat på lösningens enkla arkitektur kan pH-data tas emot av en extern mottagare eller till och med den implanterbara neurostimulatorn utan någon betydande volym eller effektstraff. ASK-modulering väljs på grund av den passiva mottagarens natur, som endast kan upptäcka mottagen RF-signalkraft (ofta kallad "mottagen signalstyrka"). Det schematiska diagrammet, som är inbäddat som kompletterande material, visar enhetens konstruktion. Den drivs direkt från två ALKALISKA AG1-batterier, som ger en spänning mellan 2,0-3,0 V (baserat på laddningstillståndet). Batterierna driver den interna mikrokontrollern, som använder sin ADC(analog-till-digital-omvandlare), DAC (digital-till-analog-omvandlare), intern driftsförstärkare och FVR-kringutrustning (fast spänningsreferens) för att partiska ISFET pH-sensorn. Den resulterande "grind"-spänningen (guldreferenselektroden) är proportionell mot pH-värdet i den omgivande miljön. En stabil ID-ström tillhandahålls av ett lågt R2-avkänningsmotstånd. Källan till ISFET-sensorn är ansluten till den icke-inverterade ingången till driftsförstärkaren, medan den inverterande ingången är ansluten till utgångsspänningen i DAC-modulen inställd på 960 mV. Uteffekten på den operativa förstärkaren är ansluten till ISFET:s dräneringsstift. Denna driftsförstärkare reglerar dräneringsspänningen så att spänningsskillnaden på R2-motståndet alltid är 960 mV; En konstant förspänningsström på 29 μA strömmar därför genom ISFET (vid normal drift). Portspänningen mäts sedan med en ADC. Mikrokontrollern driver sedan på RF-sändaren via en av GPIO-stiften (allmän ingång/utgång) och överför sekvensen. RF-sändarkretsen involverar ett kristall- och matchande nätverk som matchar utgången till 50 Ω impedans.
För de experiment som demonstrerades här använde vi en grismag med en lång del av matstrupen monterad i en standardiserad plastmodell. Detta är en vanlig modell för att öva endoskopiska tekniker som ESD (endoskopisk submucosal dissekering), POEM (muntlig endoskopisk myotomi), endoskopisk mucosal samband (EMR), hemostas, etc. När det gäller de närmaste möjliga anatomiska parametrarna som närmar sig mänskliga organ använde vi magen och matstrupen hos grisar som väger 40-50 kg.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Inga levande djur var inblandade i denna studie. Experimentet utfördes på en ex vivo modell bestående av en svin matstrupe och mage. Magen och matstrupen köptes från ett lokalt slakteri som standardprodukt. Detta förfarande är i enlighet med tjeckiska lagar, och vi föredrar det på grund av "3R" -principen (Ersättning, minskning och förfining).
1. Tillverkning av pH-sensorenheten
OBS: Beakta försiktighetsåtgärder för hantering av elektrostatiska urladdningskänsliga komponenter (ESD) under hela tillverkningen av pH-sensorenheten. Var försiktig när du arbetar med lödkolv.
- Placera ISFET pH-sensorn monterad på ett kretskort (PCB) på en plan yta. Leta reda på de lödbara kontakterna.
- Trimma de lödbara kontakterna, så att deras längd inte är längre än 3 mm.
- Löd en 15 mm sektion fluorerad etylenpropylen (FEP) belagd kabel till de lödbara elektroderna i pH-sensorn. Rengör inte den nakna matrisen mekaniskt eller kemiskt. Försök att undvika förorening av matrisen och PCB med flöde under lödning.
- Inspektera pH-sensorkabelenheten under ett mikroskop för öppna kretsar och shorts. Kontrollera sedan shortsen med en öppen kort testare. En korrekt förberedd sammansättning i detta skede visas i figur 1.
- Rengör pH-sensorenheten i en ultraljudsrengörare i 5 min vid 70 °C i en 5% lösning av flödesborttagare i vatten. Det optimala utbudet av ultraljudseffekt är 50-100 W/l. Överskrid inte 100 W/l.
- Skölj pH-sensorenheten i isopropylalkohol av teknisk kvalitet i minst 3 minuter och låt den torka i en ugn vid 80 °C i 15 minuter.
- Placera alla pH-sensorer på en plan yta (om flera bereds samtidigt) innan du går vidare till nästa steg.
- Blanda en lämplig mängd tvådelad epoxi för inkapsling av de lödda elektroderna. Använd minst 2 ml för att möjliggöra noggrann blandning. Använd svart ogenomskinlig epoxi för att möjliggöra inspektion senare - delar av sensorn som utsätts för miljön kommer att ses lättare eftersom de inte kommer att ha ogenomskinlig epoxi på dem
- Överför den blandade epoxin till en 1 ml spruta med en 0,5 mm platt ändnål.
- Täck lödområdet för pH-sensorer med epoxi. Se till att täcka hela området av PCB-elektroder och den exponerade tråden.
- Låt epoxiet bota antingen vid rumstemperatur eller förhöjd temperatur (max 80 °C), för denna studie användes 50 °C med epoxiet som anges i materialregistret.
- Inspektera det belagda området under ett mikroskop. Om några obelagda metalldelar (antingen PCB-elektrod eller tråd) exponeras, upprepa steg 1.8-1.11 tills det inte finns några visuella tecken på obestruken metall.
- Trimma kablarna till den längd och vinkel som visas i bild 2. Täck ändarna med lödning för att undvika att slitas.
2. Tillverkning av den elektroniska enheten
OBS: Beakta försiktighetsåtgärder för hantering av ESD-känsliga komponenter under hela elektroniktillverkningen. Var försiktig när du arbetar med lödkolv och varmluftspistol.
- Placera kretskort (tillverkad baserat på tilläggsfilerna "pcb1.zip" och schematiskt diagram "schematiskt.png") på en plan yta, komponenter sida upp.
- Applicera lödpasta på alla exponerade guldpläterade kuddar.
- Placera alla passiva och aktiva komponenter med pincett enligt figur 3 och materialförteckningen.
- Värm PCB med varmluftspistolen för att löda komponenterna. Värm PCB gradvis till 150 °C i 2 minuter för att driva ut restvatten från förpackningarna och aktivera flödet i lödpasta. Värm sedan PCB till 260 °C för att löda komponenterna. Låt PCB svalna till rumstemperatur, flytta den inte under hela lödprocessen.
- Efter lödning och nedkylning till rumstemperatur, inspektera PCB under ett mikroskop för att verifiera korrekt placering av alla komponenter och shorts. Om inga shorts eller felaktig komponentplacering observeras hoppar du över steg 2.6.
- Reparera eventuella shorts eller felaktig komponentplacering med lödpistol eller varmluftspistol. Gå till steg 2.5.
- Löd 5 ledningar till komponenterna (ström- och programmeringsledningar) enligt figur 4.
- För att ansluta PCB till programmeraren, anslut kablarna lödda i steg 2.7. till programmerarens kontakt.
- Program firmware (se Representativa resultat för en detaljerad förklaring av vilken fil som ska användas) till mikrokontrollern. Använd den tidigare beskrivna proceduren för att konfigurera programmeringsprogramvaran19. Ställ in programmeraren så att den driver enheten med en spänning på cirka 2,5 V. Avlödning av de 5 kablarna efter programmering.
- Placera kretskortet på en plan yta, komponentsidan uppåt. Löd AWG38 kopparantenntråd (längd 3 cm) enligt figur 5 och linda den runt pcb:s kant. Fäst antennkabeln på kanten av PCB med ett cyanoakrylatlim. Löd de andra två trådbyglarna med SWG38 koppartråd enligt figur 5. Undvik elektrisk kontakt med andra komponenter.
- Lägg PCB på en plan yta, komponentsidan nedåt.
- Löd två batterihållare till motsatt del av PCB, som visas i figur 6.
- Löd pH-sensorenheten till polerna på PCB, enligt figur 7.
- Sätt i två AG1-batterier i batterihållarna.
OBS: Fortsätt inte med detta steg och nästa steg i detta avsnitt tidigare än 24 timmar innan du testar och endoskopisk implantation av sensorn. - Förbered en lämplig mängd epoxi enligt beskrivningen i steg 1,8. för inkapsling av enheten.
- Kapsla in enheten med epoxiet med samma procedur som beskrivs i steg 1.9 (spruta med en nål). Låt epoxiet härda vid rumstemperatur eller något förhöjd temperatur (överskrid inte 50 °C på grund av närvaron av batterier). Se figur 8 för korrekta inkapslingsresultat.
- Skapa en titantrådkrok enligt figur 9.
OBS: Titan (grad II) valdes på grund av dess biokompatibilitet och erfarenhet av användning i implanterbara medicintekniska produkter. Rostfritt stål kan också användas. Typ- och värmebehandlingen måste dock väljas noggrant eftersom vissa rostfria typer är mycket spröda. - Fäst trådkroken på enheten med en droppe snabbhärdande epoxi (se figur 10) och låt den härda vid rumstemperatur eller något förhöjd temperatur (högst 50 °C). pH-sensorn finns längst ner till vänster på den implanterbara enheten.
- Sensorn aktiveras 24 timmar efter att batterierna har tringsts in. Under tiden fortsätter du med steg 3.
OBS: Pausa protokollet nu om det är möjligt att slutföra steg 3 inom 24 timmar efter att batterierna har tats in.
3. Tillverkning av passiv rectennamottagare
- Placera kretskort (tillverkat baserat på tilläggsfilen "pcb2.zip"). för rectenna på en plan yta.
- Löd komponenterna med lödpastametoden som beskrivs i steg 2.2-2.6 eller använd en lödpistol enligt figur 11A.
OBS: Om försökspersonen bestämmer sig för att tillverka rectennamottagaren igen (den har tidigare tillverkats och matchats) eller inte vill fortsätta med mottagarmatchning, använd värdena för de komponenter som tidigare fastställts av experimenteraren eller som anges i figur 11B och hoppa över steg 3.5-3.7. - Löd SMA-kontakten till KRETSKORT: et.
- Inspektera kretskortet under ett mikroskop. Åtgärda problemen om några shorts eller felaktig komponentplacering observeras.
- Koppla en vektornätverksanalysatoringång till SMA-anslutningen.
- Spela in S11 Smith-diagrammet för rectenna från 300-500 MHz med 1 kHz upplösningsbandbredd. Observera svaret och registrera impedansen vid 431,7 MHz. Använd en impedansmatchande kalkylatorprogramvara för att bestämma värdena för matchande komponenter. Exempeldiagrammet Smith visas i figur 12A.
- Löd impedansmatchningskomponenterna och inspektera under ett mikroskop för kortslutning och komponentplacering.
- Mät med spektrumanalysator igen och bekräfta att spännings stående vågförhållande (VSWR) är under 3 mellan 300-500 MHz (inuti den yttre cyancirkeln som visas i figur 12B). Om inte, upprepa antingen med olika matchande komponenter eller fortsätt med den reducerade prestandan hos rectenna i åtanke.
- Anslut 433 MHz-bandantennen till SMA-kontakten. Anslut ett oscilloskop till rectennautgången.
- Ställ in oscilloskopet på enkanalsdrift, rullande tidsbas, DC-läge, 500 ms/div-tidsbas och 5 mV/div spänningsskala.
4. Provning av enheten
OBS: Följande steg kräver användning av kemikalier. Studera kemikaliernas materialsäkerhetsdatablad i förväg och använd lämplig skyddsutrustning och vanliga labbmetoder när du manipulerar dem.
- Inspektera sensorns utgång genom att observera signalen som visas på oscilloskopet. Provutgången visas i figur 13,14. Enheten kommer att vara aktiv efter 24 timmar efter att batterierna har tringsställts. Perioden för överföring av pH-sensorns utdata varierar beroende på vilken fil som programmerades till mikrokontrollern (se Representativa resultat för en detaljerad förklaring).
- Förbered 2% saltsyralösning (var försiktig vid hantering av saltsyra). Förbered 100 mM buffertlösningar på pH 4 (kaliumvätentftalat/saltsyra), pH 7 (kaliumdihydrogenfosfat/natriumhydroxid) och pH 10 (natriumkarbonat/natriumvätkarbonat) med hjälp av standardlaboratoriumförfaranden och markera bägarna.
- Kontrollera pH-värdet på alla fyra bägare med en kalibrerad pH-mätare. Justera vid behov.
- Sänk ner kapseln i varje bägare och registrera minst 3 prover. Mät perioden mellan den andra och tredje pulsen och fyll i den i det angivna kalkylbladet (Kompletterande fil 1). Bestäm kalibreringskoefficienterna för pH-sensorn med hjälp av kalkylbladet.
- Efter kalibrering mäter du tiden mellan den andra och den tredje pulsen och matar in den i kalkylbladet för att bestämma pH-värdet för den lösning som pH-sensorn är exponerad för.
5. Endoskopisk implantation av sensorn
- Förbered en ex vivo endoskopisk svinmodell som består av magen och ett långt segment av matstrupen.
- Ta tag i sensorn externt med ett hemostatiskt klipp, som visas i figur 15 och figur 16.
- Sätt in endoskopet med sensorn i klämman på standard sätt i modellen.
- Placera klämman med sensorn nära den nedre matstrupsfinktern.
- Vrid endoskopet mot matstrupsväggen, öppna klämman och tryck sedan mot matstrupsväggen. Stäng klippet och släpp klippet. Sensorn förblir fäst vid matstrupsväggen på önskad plats, som visas i figur 17D och figur 17E.
- Extrahera endoskopet.
6. Experimentera efter implantation
OBS: Följande steg kräver användning av kemikalier. Studera kemikaliernas materialsäkerhetsdatablad i förväg och använd lämplig skyddsutrustning och vanliga labbmetoder när du manipulerar dem.
- Placera mottagaren inom 10 cm (maximalt) från den implanterade sensorn.
- Injicera 50 ml av lösningarna med olika pH-värden i matstrupen, som visas i figur 18, och observera förändringarna i sensorns svar. Dra tillbaka endoskopet efter varje injektion och läs av värdet tidigast 30 s efter injektionen. Tvätta matstrupen med 100 ml avjoniserat vatten mellan injektionslösningar med olika pH.
- Använd kalkylbladet (Kompletterande fil 1) för att beräkna pH-värdet som mäts av sensorn.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
En enhet som kan autonom pH-avkänning och trådlös överföring av pH-värdet konstruerades framgångsrikt, vilket visas i figur 8. Den konstruerade enheten är en miniatyrmodell; den väger 1,2 g och har en volym på 0,6 cm3. De ungefärliga måtten är 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Som visas i figur 15, figur 16 och figur 17 kan den implanteras i närheten av den nedre matstrupsfinktern med ett enda hemostatiskt klipp. inga specialtillbehör behövs. En detaljerad vy av en dissekerad matstrupe med sensorn implanterad visas i figur 19.
Den passiva rectennamottagaren har ett totalavtryck på endast 22 mm2 trots att den är optimerad för handslödning. När den passiva rectennamottagaren sätts i närheten av pH-avkänningsanordningen (10 cm) när den är i aktivt tillstånd (24 h efter införandet av batterier tills batterierna laddas ur helt), kan tydliga spänningstoppar observeras när enheten sänder. Detta visas i figur 13. De två första korta (75 ms) pulserna är synkroniseringspulser. Avståndet mellan slutet av den andra pulsen och början av den tredje pulsen är proportionellt mot ISFET:s VGS-spänning som subtraheras med 800 mV (100 ms = 900 mV, 200 ms = 1000 mV, etc.). Denna spänning översätts linjärt till pH i den miljö som sensorn utsätts för.
Baserat på en enkel tvåpunktskalibrering med pH-buffertar på pH 4 och pH 10 (tabell 1) kan sensorn returnera stabila och repeterbara pH-värdeavläsningar (tabell 2). Totalt fyra olika lösningar med känt pH användes-pH 0,6 (160 mM lösning av saltsyra i vattnet, härma magsyra20) och kalibreringsbuffertar med pH 4, pH 7 och pH 10. Sensorns genomsnittliga felvärde pH-värden var 0,25 respektive 0,31 när de testades i lösningar i bägare respektive en ex vivo-modell . Standardavvikelserna för felen var 0,30 respektive 0,36.
När den passiva rectenna är i närheten av sändaren (10 cm) producerar den en signal med en amplitud på minst tiotals millivolt som lätt kan detekteras av en enkel jämförelse eller förstärkas med en quiescent strömförstärkare med ultralåg effekt. Effekten av en mobiltelefonantenn med ett aktivt GSM-samtal har endast en mindre negativ effekt på mottagandet av data från sensorn, vilket visas i figur 14. Mobiltelefonöverföringstopparna kan filtreras med ett enkelt passivt RC/LC-filter (resistorkondensator/induktorkondensator) eftersom de utgör en högfrekvent del av signalen (deras frekvens är i allmänhet över 500 Hz).
I en av enheterna gjordes en kortslutning mellan alla tre ISFET-elektroderna avsiktligt för att visa hur enhetens beteende förändras när enheten är felaktigt monterad. I detta fall observeras inget spänning-pH-svar, och grindspänningen är lika med dräneringsspänningen, vilket är batteripaketets spänning (2-3,2 V). AD-omvandlaren, som refereras till en intern referens på 2,048 V, returnerar sedan högsta möjliga värde, vilket innebär 2048 mV. Buller kan orsaka smärre fluktuationer i ADC-utgången.
Två varianter av firmware som kan programmeras till enheten utvecklades och testades. Den första (firmware_10s.zip) är avsedd för kortvariga experiment där pH-värdet överförs var 10:e s. Detta ger fler datapunkter för kostnaden för minskad batteritid, vilket är begränsat till cirka 24-30 timmar. Den andra (firmware_1min.zip) är avsedd för långsiktiga experiment. pH-värdet överförs en gång per minut. Livslängden för sensorn med lägre provtagningsfrekvens är cirka 5-6 dagar. Det finns också en version av firmware (firmware-test.zip), som inte inkluderar förseningen på 24 timmar. Den här filen kan användas för att testa rätt funktionalitet hos elektroniken före inkapsling. Alternativt kan fördröjningen ändras genom att ändra koden och omkompilera projektet. Förseningen genomfördes för att möjliggöra en fullständig härdning av epoxi eller en möjlighet när enheten tillverkas på en annan plats än det endoskopiska operationsrummet. Med den införda fördröjningen maximeras enhetens användbara livslängd.
Bild 1: pH-sensormontering före slutlig trimning Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 2: pH-sensorenhet efter slutlig trimning Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 3: Placeringsdiagram för den implanterbara sensorn (se Materialförteckning för komponentvärden). Stift 1 är markerat som en röd prick. Klicka här för att se en större version av den här figuren.
Bild 4: Placering av programmeringstrådar Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Bild 5: Placering av antenntråd och bygeltrådar Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 6: Placering av batterihållare Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Bild 7: Lödning av pH-sensorenheten till elektroniken Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 8: Färdig inkapslad sensor. (A) sidovy, (B) backvy Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Bild 9: Titantrådskrok Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 10: Fastsättning av trådkroken på den implanterbara enheten Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 11: Placeringsdiagram för rectenna. (A) med matchande komponenter, (B) utan matchande komponenter, redo att matchas med en vektornätverksanalysator Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 12: Smith diagram. (A) oöverträffad rectenna, (B) matchade rectenna Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Bild 13: Exempel på rectennas svar på inkommande data från sensorn Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Bild 14: Exempel på svar i närvaro av RF-brus (närliggande telefon med ett aktivt GSM-samtal). (A) 20 cm mellan telefonens kant och mottagaren, (B) 10 cm mellan telefonens kant och mottagaren, (C) 5 cm mellan telefonens kant och mottagare Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 15: Bild på endoskopet med hemostatiskt klipp och implanterbar pH-sensor Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 16: Implanterbar pH-sensor greppad med det hemostatiska klämman i ett lock Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 17: Implantation av sensorn. (A) införandet av endoskopet med den implanterbara pH-sensorn i modellen, (B) implantationsplatsen - 3 cm ovanför gastroesofagealkorsningen, (C) förberedelse av klippplaceringen, (D) klippet placerades framgångsrikt, (E) vy över ISFET pH-sensorn, implanterad i närheten av nedre matstrupsfinktern Klicka här för att se en större version av denna figur.
Bild 18: Injektion av pH-buffertlösningen via endoskopkanalen Klicka här för att se en större version av denna siffra.
Bild 19: Dissekerad matstrupe av ex vivo-modellen med den implanterade sensorn Klicka här för att se en större version av denna figur.
| Kalibreringsdata | ||
| pH-värde (cal. meter) [-] | Pulslängd [ms] | Calc. volt. utdata [mV] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
Tabell 1: Exempel på kalibreringsdata
| Uppmätta data | ||||
| pH-värde (cal. meter) [-] | Calc. volt. utdata [mV] | Uppskattat pH [-] | Fel [abs. pH] | Fel [%] |
| 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. avvikelse av pH [-] | 0.30 | |||
| Genomsnittligt fel [-] | 0.25 | |||
Tabell 2: Uppmätta data (test med bägare)
| Uppmätta data | ||||
| pH-värde (cal. meter) [-] | Calc. volt. utdata [mV] | Uppskattat pH [-] | Fel [abs. pH] | Fel [%] |
| 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. avvikelse av pH [-] | 0.36 | |||
| Genomsnittligt fel [-] | 0.31 | |||
Tabell 3: Uppmätta data (provning i ex vivo-modell )
Kompletterande fil 1: kalkylblad.xlsx. Kalkylblad för kalibrering och bearbetning av data från sensorn Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 2: pcb1.zip. Gerber tillverkningsdata för den implanterbara enheten Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 3: pcb2.zip. Gerber tillverkningsdata för mottagaren Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 4: firmware_10s.zip. Firmware för mikrokontrollern med 10 s överföringsperiod Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 5: firmware_1min.zip. Firmware för mikrokontrollern med 1 min överföringsperiod Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 6: firmware-test.zip. Firmware för mikrokontrollern utan 24 h paus före aktivering Klicka här för att ladda ner den här filen.
Kompletterande fil 7: Schematiskt diagram över elektroniken Klicka här för att ladda ner den här filen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Denna metod är lämplig för forskare som arbetar med utvecklingen av nya aktiva implanterbara medicintekniska produkter. Det kräver en nivå av kompetens i tillverkning av elektroniska prototyper med ytmonteringskomponenter. De kritiska stegen i protokollet är relaterade till tillverkningen av elektroniken, särskilt befolkning av PCB, vilket är benägna att operatörsfel vid placering och lödning av små komponenter. Sedan är korrekt inkapsling avgörande för att förlänga enhetens livslängd när den utsätts för fukt och vätskor. Implantationsmetoden utformades med enkelhet i åtanke. Risken för perforering av matstrupen eller andra biverkningar under implantationen är minimal. Hemostatiska klipp används ofta i klinisk praxis; Således behövs ingen speciell utbildning för att utföra implantationen.
Enheten kan enkelt modifieras för att följa med andra sensorer med spänningsutgång, dvs. resistiva sensorer och andra ISFET-sensorer. Detta ger stor flexibilitet att utnyttja hela konceptet inom andra forskningsområden och klinisk praxis; Det är inte begränsat till forskning om nya metoder för behandling av GERD vid en pH ISFET-sensor.
Den konstruerade enheten är miniatyr; den väger 1,2 g och upptar 60 % mindre volym (0,6 cm3) än den närmaste kommersialiserade implanterbara pH-sensorn. Ytterligare miniatyrisering skulle kunna uppnås genom att ISFET integreras på PCB med ledningar som är bundna direkt till KRETSKORT. Detta skulle dock avsevärt öka inträdeshindren när det gäller nödvändig utrustning (det skulle kräva åtminstone en manuell trådbindning). Således presenterades ett mer ekonomiskt genomförbart alternativ med en färdigförpackad ISFET-sensor av tillverkaren.
När det gäller kraftkällan ger silveroxid/ alkaliska / kol-zink 1,5 V-celler bättre prestanda och förenklar kretsdesignen. Användningen av primära litiumbatterier eller Li-Ion-batterier i denna enhetsformfaktor kan leda till potentiella problem. Små primära litiumbatterier har hög uteffektmotstånd, vilket skulle orsaka betydande spänningsfall, vilket kan leda till att mikrokontrollern och RF-sändaren blir bruna. Litiumjonbatterier är å andra sidan inkompatibla med 3,3 V mikrokontroller (deras driftsspänning är cirka 3,0-4,2 V), vilket ökar komplexiteten i kretsarna (krav på en regulator eller DC / DC-nedstegskonverterare). Av dessa skäl är två primära 1,5 V-knappceller den bästa lättillgängliga typen av batteri baserat på tillgänglighet, driftsspänning och tillräckligt lågt uteffektmotstånd.
Sensorn uppvisar god noggrannhet för esofagus pH-övervakning; medelvärdet för pH i en ex vivo-modell var 0,31 med en standardavvikelse på 0,36. Trots tvättsteget med avjoniserat vatten mellan varje bufferttillskott kunde en större avvikelse i ex vivo-modellen ha orsakats av mindre blandning av de olika buffertlösningarna i matstrupen, vilket kan ha förändrat lösningarnas pH. Känsligheten hos den använda ISFET pH-sensorn följer nästan nernstian-lutningen (-58 mV/pH för 25 °C) vid -51,7 mV/pH. Känsligheten är högre än vad som rapporterats i antimonbaserade pH-sensorer för övervakning av GERD (-45 mV/pH)21.
Fördröjningen av 24 h mellan införandet av batterier och början av den trådlösa överföring rutin infördes för att rymma för inkapsling epoxi härdning och fall där labbet för tillverkning av elektronik är närvarande på en annan plats än endoskopisk kirurgi rummet. Den här fördröjningen kan ändras genom att ändra källkoden och kompilera om firmware.
Beroende på experimentets natur, som kommer att göras av forskarna, kan lämplig epoxi (kostnad kontra prestanda) väljas. De första experimenten gjordes med epoxi av fordonskvalitet, som var lämplig för inledande experiment men inte för in vivo-experiment från biokompatibilitetspunkten. För överlevnadsexperiment ska en medicinsk epoxi som är ISO10993-kompatibel för långvarig kontakt med slemhinnor väljas. Beläggningar som förbättrar biokompatibiliteten (t.ex. PTFE eller parylen) kan också ytterligare minska avstötningshastigheten för implantatet och/eller inflammation/irritation på implantationsstället.
Den helt passiva rectennamottagaren kan förbättras genom att detektordioderna vinklas för att förbättra känsligheten22,23. Om förbättrad immunitet mot elektromagnetisk interferens eller RF-brus krävs kan dioddetektorn modifieras ytterligare genom att lägga till ett mycket selektivt bandsÅGfilter mellan RF-ingången och dioddetektorn24. Om kommunikation med längre räckvidd krävs kan en aktiv ASK-mottagare (eller en programvarudefinierad mottagare - SDR) användas. I båda fallen ska mottagarens mittfrekvens ställas in på 431,73 MHz (kristallens frekvens multiplicerad med 32 med PLL i den integrerade RLL-sändarens integrerade krets) och upplösningsbandbredden på cirka 150–250 kHz. RF-utgångsfrekvensen är både spännings- och temperaturberoende och drivor upp till 50 kHz från centrumfrekvensen observerades under normal drift. Uteffekten i bandet kan sedan övervakas och användas för att avkoda pH-värdet enligt protokollet. Användning av en aktiv mottagare rekommenderas för inledande testning. Om den används inuti en implanterbar enhet kommer den med en ökning av komplexiteten och en stor energistraff. Det kan inte ge den "nolleffekt" fördel som Schottky-detektorn ger.
Idag är praktiskt taget alla aktiva implanterbara medicintekniska produkter inte utformade med interoperabilitet i åtanke. Deras konfiguration görs manuellt av en kirurg eller utövare25 och samarbetar inte. Den implanterbara enheten som presenteras i denna metod tillsammans med en passiv rectenna-mottagare visar ett sätt att realisera sömlös dataöverföring från en engångssensor till en annan implanterbar enhet. Medan kommersiellt tillgängliga RF-moduler för implanterbara enheter baserade på heterodyne-konceptet finns, är mottagarläget mycket kraftkrävande26. Med den presenterade lösningen krävs ingen aktiv mottagare i neurostimulatorn; kretsen kan byggas för att vara helt passiv. De främsta fördelarna med att ta hänsyn till patientdata i realtid är att förbättra effekten av behandlingen och avsevärt sänka strömförbrukningen. Till exempel, när det gäller GERD-terapi, kan en pH-sensor som presenteras i manuskriptet implanteras ovanför den nedre matstrupsfinktern efter implantationen av stimulatorn för att automatiskt anpassa neurostimuleringsmönstret för att maximera effekten av behandlingen samtidigt som strömförbrukningen minimeras. Eftersom implantationen av sensorn till den inre matstrupsväggen är benägen att förskjutning efter flera dagar, är det mer meningsfullt att designa sensorn som en batteridriven. Tack vare primärbatteriernas högre volymetriska energidensitet är användningen av en primär strömkälla överlägsen en sensor som innehåller en trådlös strömmottagande krets, laddningsspole och kondensatorbaserad energilagring. Den totala effektiviteten hos den trådlösa laddningen är också starkt beroende av spolarnas rumsliga orientering, vilket skulle medföra ännu en svårighet för designen. Trådlös laddning ger fördelar för de permanent implanterade mikroneurostimulatorerna, dvs. Den batteridrivna pH-sensorn ger möjlighet att optimera energiförbrukningen för en sådan mikroneurostimulator. I stället för permanent/regelbunden neurostimulering av sfinktern kan pH-sensorn visa när stimuleringen behövs (dvs. främst på natten och/eller vilka timmar på dagen) och vilken uteffekt som är den lägsta möjliga för att uppnå tillräckligt lägre matstrupsfinktertryck. Dessa slutna eller kvasi-slutna implanterbara system kan bli ett lovande alternativ till nuvarande traditionella system, erbjuda mindre implanterbara enheter med mindre invasiv implantation och förbättra behandlingens effektivitet.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Författarna har inget att deklarera.
Acknowledgments
Författarna erkänner tacksamt Charles University (projekt GA UK No 176119) för att stödja denna studie. Detta arbete stöddes av Charles Universitys 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).
