Summary
原稿はゼロバイアスショットキーダイオードに基づいて完全に受動の受信機回路と一緒にASK変調された無線出力とのミニチュア埋め込み型pHセンサーを提示する。このソリューションは、 生体内 での校正された電気刺激療法装置の開発および歩行pHモニタリングの基礎として使用することができる。
Abstract
病理学的逆流の歩行pHモニタリングは、酸性または非酸性逆流物への食道の症状と暴露との関係を観察する機会である。本論文では、小型無線対応pHセンサの開発、製造、移植の方法について説明する。センサーは単一の止血クリップと内視鏡的に埋め込まれるように設計されている。ゼロバイアスショットキーダイオードをベースにした完全パッシブレクテンナベースのレシーバも構築され、テストされています。装置を構成するために、2層プリント基板と既製の部品を使用した。アナログ周辺機器を内蔵した小型マイクロコントローラは、イオン感受性電界効果トランジスタ(ISFET)センサのアナログフロントエンドとして使用され、振幅シフトキーイングトランスミッタチップで伝送されるデジタル信号を生成します。装置は2つの主要なアルカリ細胞によって動力を与えられる。埋め込み型装置は、総容積0.6cm3及び1.2グラムの重量を有し、その性能は、ex vivoモデル(ブタ食道および胃)で検証された。次に、外部受信機または埋め込み型神経刺激装置のいずれかに容易に組み込むことができる小型の設置型受動直腸受信機を、それに近接する場合にインプラントからRF信号を受信することが証明された。センサーの小さいサイズは食道の最低の妨害と連続的なpHの監視を提供する。このセンサーは、鼻カテーテルを挿入することなく、24/96時間食道pHモニタリングのための日常的な臨床現場で使用することができます。受信機の「ゼロパワー」の性質はまた、ミニチュア下部食道括約筋神経刺激装置の自動インビボキャリブレーションのためのセンサーの使用を可能にする。アクティブセンサーベースの制御により、高度なアルゴリズムの開発が可能になり、使用されるエネルギーを最小限に抑え、望ましい臨床結果を達成できます。このようなアルゴリズムの一例は、胃食道逆流症(GERD)のオンデマンド神経刺激療法のための閉ループシステムであるであろう。
Introduction
モントリオールコンセンサスは、胃食道逆流症(GERD)を「胃の内容物を逆流させると不快な症状や合併症を引き起こすときに発症する状態」と定義しています。食道狭窄、バレット食道、食道腺癌などの他の特定の合併症に関連している可能性があります。GERDは、主に経済的地位の高い国で、成人人口の約20%に影響を与えます1。
病理学的逆流(6%以上の酸暴露時間)の歩行pHモニタリングは、症状と酸性または非酸性胃食道逆流の関係を区別することを可能にする2,3.PPI(プロトンポンプ阻害剤)療法に反応しない患者では、pHモニタリングは病理学的胃食道逆流であるかどうか、そして患者が標準的なPPI療法に反応しない理由に答えることができる。現在、さまざまな pH およびインピーダンス モニタリング オプションが提供されています。新しい可能性の1つは、埋め込み型デバイス4,5を使用したワイヤレスモニタリングです。
GERDは、食道筋のマノメトリー中に示される収縮が病理学的ではなく、長期GERDで振幅が低下する下部食道括約筋(LES)障害に関連しています。LESは平滑筋から構成され、筋原性および神経原性因子によるトニック収縮を維持する。これは、神経伝達物質として一酸化窒素を含む迷走媒介阻害のためにリラックスする6.
2対の電極による電気刺激は、イヌ逆流モデル7におけるLESの収縮時間を増加させることが証明された。嚥下時の残留圧力を含むLESの弛緩は、低周波刺激と高周波刺激の両方によって影響を受けなかった。高周波刺激は、より少ない電力を必要とし、バッテリ寿命を延ばすので、明らかな選択です。
下部食道括約筋の電気刺激治療(ET)はGERD患者の治療において比較的新しい概念であるが、この治療法は安全で効果的であることが示された。この形態の治療は、PPI治療の必要性を排除し、食道酸暴露を減少させながら、GERDの症状から有意かつ永続的な救済を提供することが示されている8,9,10.
GERDの診断のための最新式のpHセンサーはBravoデバイス11,12です。推定体積1.7 cm3では、視覚的内視鏡フィードバックの有無にかかわらず食道に直接移植することができ、食道のpHを24時間+モニタリングします。
電気刺激療法は、標準療法8,13に反応しないGERDを治療するための最も有望な選択肢の1つであることを考えると、pHセンサーから神経刺激器にデータを提供することは理にかなっています。最近の研究は、神経刺激14,15の部位に存在する堅いオールインワン埋め込み型デバイスにつながるこの分野の将来の発展への明確な道筋を示しています。この目的のために、ISFET(イオン感受性電界効果トランジスタ)は、その小型の性質、参照電極(この場合は金)のオンチップ統合の可能性、および十分に高感度のセンサの一つです。シリコン上では、ISFETは標準MOSFET(金属酸化物半導体電界効果トランジスタ)の構造に似ています。しかし、ゲートは、通常電気端末に接続され、周囲の環境に直接接触する活物質の層に置き換えられる。pH感受性ISFETの場合、この層は窒化ケイ素(Si3N4)16によって形成される。
内視鏡的に埋め込まれたデバイスの主な欠点は、バッテリーサイズの固有の制限であり、これらのデバイスの寿命を短縮したり、より低いエネルギーコストで必要な効果を提供する高度なアルゴリズムを開発するようメーカーを動機づける可能性があります。このようなアルゴリズムの例の1つは、GERDのオンデマンド神経刺激療法のための閉ループシステムであろう。連続グルコースメーター(CGM)+インスリンポンプシステム17と同様に、このようなシステムは、食道pHセンサーまたは他のセンサーを採用して、神経刺激ユニットと共に下部食道括約筋の現在の圧力を検出するであろう。
神経刺激療法に対する応答と神経刺激パターンの要件は、個別13であることができます。したがって、機能不全の診断および特性評価に使用できる独立したセンサを開発するか、患者18の個々の要件に従って神経刺激システムの較正に積極的に参加することが重要である。これらのセンサーは、臓器の正常な機能に影響を与えないように、できるだけ小さくする必要があります。
本稿では、振幅シフト・キーイング(ASK)送信機と小型の設置パッシブ・レクテンナ・レシーバを備えたISFETベースのpHセンサーの設計と製作方法について説明します。溶液の単純なアーキテクチャに基づいて、pHデータは、外部受信機または移植可能な神経刺激装置でさえ、大きな体積または電力ペナルティなしで受け取ることができます。ASK 変調は受動受信器の性質上、受信した RF 信号電力 (しばしば「受信信号強度」と呼ばれる) の検出のみが可能なため選択されます。補足材料として埋め込まれた概略図は、デバイスの構成を示しています。2.0~3.0 Vの電圧を供給する2つのAG1アルカリ電池から直接給電されます(充電状態に基づく)。この電池は、ADC(アナログ・デジタル・コンバータ)、DAC(デジタル・アナログ・コンバータ)、内部演算アンプ、FVR(固定電圧リファレンス)周辺機器を利用してISFET pHセンサーをバイアスする内部マイクロコントローラに電力を供給します。得られた「ゲート」電圧(金参照電極)は周囲の環境のpHに比例する。安定なID電流 は、低辺のR2センシング抵抗によって提供されます。ISFETセンサのソースはオペアンプの非反転入力に接続され、反転入力はDACモジュールの出力電圧に960mVに設定されています。演算増幅器の出力はISFETのドレインピンに接続されています。このオペアンプは、R2抵抗の電圧差が常に960 mVになるようにドレイン電圧を調整します。したがって、29 μAの一定バイアス電流は、ISFETを流れます(通常の動作時)。ゲート電圧は、ADCで測定されます。次に、マイクロコントローラは、GPIO(汎用入出力)ピンの1つを介してRF送信機に電源を入れ、シーケンスを送信します。RF送信回路は、50 Ωインピーダンスに出力を一致させる結晶とマッチングネットワークを含みます。
ここで実証した実験では、標準化されたプラスチックモデルに取り付けられた食道の長い部分を持つ豚の胃を使用しました。ESD(内視鏡的粘膜下膜解剖)、POEM(口腔内視筋切除術)、内視鏡粘膜切除(EMR)、止まり代などの内視鏡的手法を実践する一般的なモデルです。人間の臓器に近づく最も近い解剖学的パラメータについては、体重40〜50kgの豚の胃と食道を使用しました。
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
この研究には生きている動物は関与しなかった。実験は、ブタ食道と胃からなる ex vivo モデルで行われた。胃と食道は、彼らの標準的な製品として地元の肉屋から購入されました。この手順はチェコの法律に従っており、我々は「3R」原則(交換、削減、および改良)のためにそれを好む。
1. pHセンサーアセンブリの製作
メモ:pHセンサアセンブリの製造中に静電気放電(ESD)の敏感な部品を取り扱うための注意事項を守ってください。はんだ付けアイロンを使用する場合は注意してください。
- 印刷回路基板(PCB)に取り付けられたISFET pHセンサーを平らな面に配置します。はんだ付け可能な連絡先を見つけます。
- はんだ付けの接点をトリミングして、長さが3mm以下になるようにします。
- pHセンサーのはんだ付け可能な電極にフッ素化エチレンプロピレン(FEP)被覆ケーブルの15mmセクションをはんだ付け。ベアダイアセンブリを機械的または化学的に洗浄しないでください。はんだ付け時のフラックスでダイとPCBの汚染を避けるようにしてください。
- 開いた回路と短絡がないか、顕微鏡下でpHセンサーケーブルアセンブリを点検します。次に、オープンショートテスターでショートパンツをチェックします。この段階で正しく準備されたアセンブリを 図 1 に示します。
- pHセンサーアセンブリを超音波洗浄器で5分間、水中のフラックスリムーバーの5%溶液で70°Cで洗浄します。超音波パワーの最適範囲は50-100 W /lです。100 W/l を超えないようにしてください。
- pHセンサーアセンブリをテクニカルグレードのイソプロピルアルコールで少なくとも3分間リンスし、80°Cのオーブンで15分間乾燥させます。
- 次のステップに進む前に、すべてのpHセンサーを平らな面に置きます(複数が同時に準備されている場合)。
- はんだ付き電極のカプセル化のために、適切な量の2部エポキシを混合する。2 mL 以上を使用して、完全な混合を可能にします。黒い不透明なエポキシを使用して後で検査を可能にする - 環境にさらされたセンサーの部分は、不透明なエポキシを持たないため、より簡単に見えるようになります
- 混合エポキシを0.5mmのフラットエンドニードルで1mLシリンジに移します。
- pHセンサーのはんだ付け領域にエポキシを塗ります。PCB電極の全領域と露出したワイヤーをコーティングすることを確認してください。
- エポキシは室温または高温(最大80°C)で硬化させ、この研究のために50°Cは 、材料表に記載されたエポキシと共に使用した。
- 顕微鏡でコーティングされた領域を点検します。コーティングされていない金属部品(PCB電極またはワイヤ)が露出している場合は、塗装されていない金属の視覚的な兆候が見えなくなるまで、ステップ1.8~1.11を繰り返します。
- 図 2 に示す長さと角度にワイヤをトリムします。ほつれないようにはんだで端をコーティングします。
2. 電子アセンブリの製作
メモ:電子機器の製造中にESDに敏感なコンポーネントを取り扱う際の注意事項を守ってください。はんだ付け鉄と熱風銃を使用する場合は注意してください。
- PCB(補足ファイル「pcb1.zip」に基づいて製造され、回路図「回路.png図」をベースに製造された「回路図」を平らな面に配置し、コンポーネントを上に置きます。
- 露出した金メッキパッドすべてにはんだペーストを塗布します。
- 図 3 と材料表に従って、ピンセットを使用してすべてのパッシブおよびアクティブコンポーネントを配置します。
- PCBを熱気銃で熱して、コンポーネントをはんだ付けします。PCBを150°Cに徐々に加熱して2分間加熱し、パッケージから残留水を排出し、はんだペーストのフラックスを活性化します。その後、PCBを260°Cに加熱し、コンポーネントをはんだ付けします。PCBを室温まで冷却させ、はんだ付けプロセス全体で動かないでください。
- はんだ付けして室温まで冷却した後、顕微鏡でPCBを検査し、すべての部品とショートパンツの正しい配置を確認します。短絡や不適切なコンポーネントの配置が見られない場合は、手順 2.6 をスキップします。
- はんだ付け銃または熱気銃でショートパンツや不適切な部品の配置を修復します。ステップ 2.5 に進みます。
- 図 4 に示すように、コンポーネント (電源およびプログラミング リード) に 5 本のワイヤをはんだ付けします。
- PCBをプログラマーに接続するには、ステップ 2.7 ではんだ付けしたワイヤを接続します。プログラマーのコネクターに。
- マイクロコントローラに対するプログラムファームウェア(使用するファイルの詳細については 、代表的な結果 を参照してください)。前に説明した手順を使用して、プログラミング・ソフトウェア19をセットアップします。プログラマは、プログラミング後に、約2.5 Vの電圧をデバイスに供給するように設定します。
- PCBを平らな面に置き、コンポーネント側を上に置きます。 図 5 に示すように、AWG38 銅線アンテナ ワイヤ(長さ 3 cm)をはんだ付けし、PCB の端に巻き付けます。アンテナワイヤをシアノクリレート接着剤でPCBの端に固定します。 図 5 に示すように、他の 2 つのワイヤ ジャンパを SWG38 銅線ではんだ付けします。他のコンポーネントとの電気的接触を避けてください。
- PCBを平らな面に置き、コンポーネント側を下に置きます。
- 図 6 に示すように、PCB の反対側の部分に 2 つのバッテリー・ホルダーをはんだ付けします。
- 図 7 に示すように、PH センサー アセンブリを PCB の端子にハンダします。
- 2 つの AG1 電池をバッテリホルダに挿入します。
注:この手順と、このセクションの次の手順を 24 時間より前にテストし、センサーの内視鏡的移植を行う前に進まないでください。 - ステップ1.8に記載されているように適量のエポキシを調製する。デバイスのカプセル化のため。
- ステップ1.9で説明したのと同じ手順(針付き注射器)を用いてエポキシを用いてデバイスをカプセル化する。エポキシは室温またはわずかに高温で硬化させます(電池の存在のために50°Cを超えないようにしてください)。正しいカプセル化結果については、 図 8 を参照してください。
- 図9に従ってチタンワイヤーフックを作成します。
注:チタン(グレードII)は、その生体適合性と埋め込み型医療機器での使用の実績のために選ばれました。ステンレス鋼も使用できます。しかし、いくつかのステンレス鋼のタイプは非常に脆く、タイプと熱処理は慎重に選択する必要があります。 - ワイヤーフックを速硬化エポキシの滴でデバイスに取り付け( 図10を参照)、室温またはわずかに高温(最大50°C)で硬化させます。pHセンサーは、埋め込み式装置の左下に位置しています。
- 電池を挿入した後、センサーは24時間有効になります。一方、ステップ 3 に進みます。
メモ:バッテリの挿入が可能な場合は、24時間以内にステップ3を完了した場合は、今すぐプロトコルを一時停止します。
3. 受動レテンナ受信機の製作
- PCB を配置します (補足ファイル 「pcb2.zip に基づいて製造されます)。平らな表面の直腸のために。
- ステップ2.2-2.6で説明されているはんだペースト方式を使用してコンポーネントをはんだ付けするか、 図11Aに従ってはんだ付け銃を使用します。
注: 実験者がレクテンナ受信機を再び製造するか(以前に製造され、一致した)、または受信機のマッチングを続行したくない場合は、以前に実験者によって決定されたコンポーネントの値を使用するか、 または図11B で提供されたコンポーネントの値を使用し、手順3.5-3.7をスキップします。 - SMA コネクタを PCB にはんだ付けします。
- PCBを顕微鏡で検査します。ショートや不適切なコンポーネントの配置が見られる場合は、問題を修正します。
- ベクトル ネットワーク アナライザの入力を SMA コネクタに接続します。
- 300~500 MHzのRectennaのS11スミスチャートを1kHzの分解能帯域幅で記録します。応答を観察し、431.7 MHzでインピーダンスを記録します。サンプルの Smith グラフを 図 12A に示します。
- インピーダンスマッチングコンポーネントをはんだ付けし、顕微鏡下で短絡や部品配置を検査します。
- もう一度スペクトルアナライザで測定し、電圧定在波比(VSWR)が300~500MHz( 図12Bに示す外側のシアン円の内側)の間で3以下であることを確認します。一致しない場合は、異なる一致するコンポーネントを繰り返すか、rectenna のパフォーマンスの低下を念頭に置いて続行します。
- 433 MHz 帯域アンテナを SMA コネクタに接続します。オシロスコープをレクテンナ出力に接続します。
- オシロスコープをシングルチャンネル動作、ローリングタイムベース、DCモード、500 ms/divタイムベース、5 mV/div電圧スケールに設定します。
4. デバイスのテスト
注:次の手順では、化学物質の使用が必要です。あらかじめ化学物質の材料安全データシートを研究し、適切な保護具と一般的なラボのプラクティスを使用してそれらを操作します。
- オシロスコープに示す信号を観察して、センサーの出力を検査します。サンプル出力は図 13,14 に示されています。バッテリの挿入を24時間経過すると、デバイスはアクティブになります。pHセンサの出力を送信する期間は、マイクロコントローラにプログラムされたファイルによって異なります(詳細な説明については、代表的な結果を参照)。
- 2%塩酸溶液を調製(塩酸を取り扱う場合は注意してください)。標準的な実験室手順を使用して、pH 4(フタル酸水素カリウム/塩酸)、pH 7(リン酸二水素カリウム/水酸化ナトリウム)、およびpH 10(炭酸ナトリウム/炭酸ナトリウム)の100 mM緩衝液を調製し、ビーカーをマークします。
- 校正済みのpHメーターを使用して、4つのビーカーのpHをすべて確認します。必要に応じて調整します。
- すべてのビーカーにカプセルを沈め、少なくとも3つのサンプルを記録します。2番目と3番目のパルスの間の期間を測定し、提供されたスプレッドシート(補足ファイル1)でそれを記入します。スプレッドシートを使用して、pH センサーのキャリブレーション係数を決定します。
- キャリブレーション後、2番目と3番目のパルスの間の時間を測定し、スプレッドシートに入力して、pHセンサーが露出している溶液のpHを決定します。
5. センサの内視鏡的移植
- 胃と食道の長いセグメントで構成された ex vivo 内視鏡的ブタモデルを準備します。
- 図15および図16に示すように、止血クリップでセンサーを外部につかみます。
- 内視鏡をクリップ内のセンサーと一緒に標準の方法でモデルに挿入します。
- 下部食道括約筋の近くにセンサーを置いてクリップを置きます。
- 内視鏡を食道壁に向けて回転させ、クリップを開いて食道壁に向かって押します。クリップを閉じて、クリップを放します。 図17D および 図17Eに示すように、センサーは希望の位置にある食道壁に取り付けられたままになります。
- 内視鏡を抽出します。
6. 移植後の実験
注:次の手順では、化学物質の使用が必要です。あらかじめ化学物質の材料安全データシートを研究し、適切な保護具と一般的なラボのプラクティスを使用してそれらを操作します。
- 埋め込まれたセンサーの10 cm(最大)以内に受信機を置きます。
- 図18に示すように、さまざまなpH値を持つ溶液の50 mLを食道に注入し、センサーの応答の変化を観察します。すべての注入の後に内視鏡を引き込み、注入後30sより前の値を読み取る。異なるpHを注入する溶液の間に100 mLの脱イオン水で食道を洗います。
- スプレッドシート(補足ファイル1)を使用して、センサーで測定したpHを計算します。
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
図8に示すように、pH値の自律pHセンシング及び無線送信が可能な装置が正常に構築された。構築されたデバイスは、ミニチュアモデルです。それは1.2 gの重量を量り、0.6 cm3の容積を有する。概算寸法は18mm×8.5mm×4.5mmです。図15、図16、および図17に示すように、単一の止血クリップで下部食道括約筋の近接に埋め込むことができます。特別な付属品は必要としない。センサーを埋め込んだ解剖食道の詳細図を図19に示す。
受動のレチナ受信機は手はんだ付けのために最大限に活用されているにもかかわらず、わずか22 mm2 の全体的な足跡を有する。受動のレクテンナ受信機が、アクティブ状態(電池の完全放電まで電池を挿入した後24時間)のときにpHセンシング装置(10cm)の近くに置かれた場合、デバイスが送信される際にクリア電圧スパイクが観察される。これは図 13 に示されています。最初の2つの短い(75ミリ秒)パルスは同期パルスです。第2パルスの終点と第3パルスの始まりまでの距離は、800 mV(100 ms = 900 mV、200 ms = 1000 mV等)によって差し引かれたISFETのVgs 電圧に比例します。この電圧は、センサが受ける環境のpHに直線的に変換されます。
pH 4およびpH 10のpHバッファを用いた簡単な2点キャリブレーション(表1)に基づいて、センサーは安定した再現可能なpH値測定値を返すことができる(表2)。既知のpHを有する4種類の溶液を合計4種類使用したpH-0.6(水中の塩酸の160mM溶液、胃酸20を模倣する)およびpH4、pH7、およびpH10を有するキャリブレーションバッファー。ビーカーと ex vivo モデルの溶液でテストした場合、センサーの平均誤差pH値は0.25と0.31でした。誤差の標準偏差はそれぞれ0.30と0.36であった。
トランスミッタ(10cm)の近くにある場合、受動直腸は、単純な比較器で簡単に検出したり、超低消費電力の静止電流オペアンプで増幅することができる少なくとも数十ミリボルトの振幅を持つ信号を生成します。GSM コールがアクティブな携帯電話のアンテナの効果は、 図 14 に示すように、センサーからのデータ受信にわずかなマイナスの影響しかありません。携帯電話の送信ピークは、信号の高周波部分を形成する単純なパッシブRC/LC(抵抗コンデンサ/インダクタキャパシタ)フィルタでフィルタリングできます(周波数は一般的に500Hzを超えています)。
デバイスの1つでは、3つのISFET電極の間に、デバイスが誤って組み立てられたときにデバイスの動作がどのように変化するかを示すために意図的に短絡が作られました。この場合、電圧-pH応答は観測されず、ゲート電圧は、バッテリパック電圧(2-3.2V)であるドレイン電圧に等しいです。AD コンバータは、内部 2.048 V 参照を参照し、可能な限り最高の値を返し、2048 mV に変換されます。ノイズは、ADC出力のわずかな変動を引き起こす可能性があります。
デバイスにプログラムできるファームウェアの2つの変形が開発され、テストされました。最初の1(firmware_10s.zip)は、pH値が10sごとに送信される短期実験を目的としています。これにより、バッテリ寿命を削減するコストに対するデータ ポイントが多く、約 24 ~ 30 時間に制限されます。もう一方(firmware_1min.zip)は、長期実験を目的としています。pH 値は 1 分に 1 回送信されます。サンプリング周波数の低いセンサーの寿命は約 5~6 日間です。ファームウェアのバージョン(ファームウェアテスト.zip)もありますが、これには24時間の遅延は含まれていません。このファイルは、カプセル化の前に電子機器の正しい機能をテストするために使用できます。または、コードを変更してプロジェクトを再コンパイルすることで、遅延を変更できます。遅延は、エポキシの完全な治癒またはデバイスが内視鏡手術室とは異なる場所で製造される可能性を可能にするために実施された。導入遅延により、デバイスの有用な動作寿命が最大化されます。
図1:最終的なトリミング前のpHセンサーアセンブリは、この図のより大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図2:最終的なトリミング後のpHセンサーアセンブリは、この図のより大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図3:埋め込み型センサの配置図 (コンポーネント値 については、材料表 を参照)。ピン 1 は赤い点としてマークされます。 この図の大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図4:プログラミングワイヤーの配置この図の大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図5:アンテナワイヤとジャンパワイヤの配置は、この図のより大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図6:バッテリーホルダの配置ここをクリックして、この図の大きなバージョンを表示してください。
図7:pHセンサアセンブリを電子機器にはんだ付けするここをクリックして、この図のより大きなバージョンを表示してください。
図 8: カプセル化されたセンサーが完成しました。 (A) サイドビュー、(B) バックビュー ここをクリックして、この図の大きなバージョンを表示してください。
図9:チタンワイヤーフック この図の大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図10:ワイヤーフックを埋め込み可能なデバイスに取り付ける この図の大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図11:rectenna. (A)と一致するコンポーネントの配置図、(B)は一致するコンポーネントを持たず、ベクトルネットワークアナライザと一致する準備ができているこの 図のより大きなバージョンを表示するにはここをクリックしてください。
図12:スミスチャート. (A)一致しないレクテンナ、(B)マッチrectenna この図のより大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図13:センサからの受信データに対するレクテンナの応答例この図の大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図14:RFノイズ(GSMコールがアクティブな電話を持つ近くの電話)の存在下で応答例を 示します)(A)電話と受信機の端の間に20cm、(B)電話と受信機の端の間に10cm、(C)電話と受信機の端の間に5cm、 この図のより大きなバージョンを見るにはここをクリックしてください。
図15:止血クリップと埋め込み型pHセンサーを備えた内視鏡の画像は、この図のより大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図16:埋め込み型pHセンサーは、キャップに止血クリップを取り付けて、この図のより大きなバージョンを表示するには、ここをクリックしてください。
図17:センサの移植。 (A)埋め込み型pHセンサーを備えた内視鏡をモデルに挿入し、(B)移植場所-胃食道接合部の3cm上、(C)クリップ配置の準備、(D)クリップの配置に成功し、ISFETpHセンサーの(E)ビューを、下部食道括約筋の近接に埋め込んだ この図をクリックしてください。
図18:内視鏡チャネルを介したpHバッファ溶液の注入は、この図のより大きなバージョンを表示するにはここをクリックしてください。
図19:移植されたセンサーを用いた ex vivo モデルの食道を解剖したこの 図のより大きなバージョンを見るには、ここをクリックしてください。
| キャリブレーションデータ | ||
| pH値 (カルメートル) [-] | パルスの長さ [ミリ秒] | カルク・ボルト出力 [mV] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
表1:キャリブレーションデータの例
| 測定データ | ||||
| pH値 (カルメートル) [-] | カルク・ボルト出力 [mV] | 推定pH [-] | エラー [腹筋. pH] | エラー [%] |
| 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% |
| pHの標準偏差 [-] | 0.30 | |||
| 平均エラー [-] | 0.25 | |||
表2:測定データ(ビーカーを使用した試験)
| 測定データ | ||||
| pH値 (カルメートル) [-] | カルク・ボルト出力 [mV] | 推定pH [-] | エラー [腹筋. pH] | エラー [%] |
| 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% |
| pHの標準偏差 [-] | 0.36 | |||
| 平均エラー [-] | 0.31 | |||
表3:測定データ(ex vivoモデルでの試験)
補足ファイル 1: スプレッドシート.xlsx。センサーからのデータの校正と処理のためのスプレッドシート このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
補足ファイル 2: pcb1.zip。ガーバーの製造データ埋め込み型デバイスは 、このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
補足ファイル 3: pcb2.zip。受信機のガーバー製造データ この ファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
補足ファイル 4: firmware_10s.zip。10の送信期間を持つマイクロコントローラのファームウェア は、このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
補足ファイル 5: firmware_1min.zip。1分の伝送期間を持つマイクロコントローラのファームウェア は、このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
補足ファイル 6: ファームウェアテスト.zip。24時間中断せずにマイクロコントローラのファームウェアは、アクティブ化 する前に、このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
補足ファイル7:電子機器の模式図 このファイルをダウンロードするには、ここをクリックしてください。
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
この方法は、新しいアクティブな埋め込み型医療機器の開発に取り組む研究者に適しています。表面実装部品を搭載した電子プロトタイプの製造に、ある程度の習熟性が必要です。プロトコルの重要なステップは、電子機器の製造に関連しており、特にPCBを取り込むため、小型部品の配置やはんだ付けにおいてオペレータエラーが発生しやすくなります。その後、正しいカプセル化は、水分や液体にさらされたときにデバイスの寿命を延ばすために重要です。移植方法は、シンプルさを念頭に置いて設計されました。移植中の食道または他の有害事象の穿孔のリスクは最小限である。止血クリップは臨床現場で広く使用されています。したがって、移植を行うために特別な訓練は必要ありません。
このデバイスは、電圧出力、すなわち抵抗型センサおよび他のISFETセンサを備えた他のセンサに付属するように簡単に変更できます。これは、研究や臨床の他の分野で全体の概念を利用する大きな柔軟性を与えます;pH ISFETセンサーの場合のGERDの新しい治療法の研究に限定されない。
構築されたデバイスはミニチュアです。それは1.2 gの重量を量り、最も近い商業化された埋め込み型pHセンサーより60%少ない容積(0.6 cm3)を占める。PCBに直接結合されたワイヤーを使用して、PCBにISFETを統合することで、さらなる小型化を実現できます。しかし、これは、必要な機器の面で参入障壁を大幅に増加させるであろう(少なくとも手動のワイヤボンダが必要になる)。従って、製造業者によって事前に包装されたISFETセンサーを用いるより経済的に実行可能な代替手段が提示された。
電源に関しては、酸化銀/アルカリ/炭素亜鉛1.5Vセルはより良い性能を提供し、回路設計を簡素化します。このデバイスフォームファクターで一次リチウム電池またはリチウムイオン電池を使用すると、潜在的な問題につながる可能性があります。小型の一次リチウム電池は出力抵抗が高く、電圧降下が著しく、マイクロコントローラやRFトランスミッタのブラウンアウトにつながる可能性があります。一方、リチウムイオン電池は3.3Vマイクロコントローラ(動作電圧は3.0~4.2V前後)と互換性がなく、回路に複雑性を加えています(レギュレータまたはDC/DCステップダウンコンバータの要件)。これらの理由から、2つのプライマリ1.5Vボタンセルは、可用性、動作電圧、および十分に低い出力抵抗に基づいて、最も容易に利用できるタイプのバッテリです。
このセンサーは食道pHモニタリングに対して良好な精度を示す。 ex vivo モデルの pH の平均誤差は 0.31 で標準偏差は 0.36 でした。各バッファーの添加間の脱イオン水による洗浄ステップにもかかわらず、 ex vivo モデルにおけるより大きな偏差は、食道の異なる緩衝液のマイナーな混合によって引き起こされた可能性があり、これは溶液のpHを変化させた可能性がある。使用されるISFET pHセンサーの感受性は-51.7 mV/pHのネルンスチアンの斜面(-58 mV/pH 25°CのためのpH)にほぼ続く。感度は、GERD(-45 mV/pH)21を監視するためのアンチモンベースのpHセンサーで報告されたよりも高いです。
電池の挿入とワイヤレス伝送ルーチンの開始までの24時間の遅延は、カプセル化エポキシ硬化およびエレクトロニクスの製造のための研究室が内視鏡手術室とは異なる場所に存在する場合に対応するために導入されました。この遅延は、ソース コードを変更し、ファームウェアを再コンパイルすることで変更できます。
研究者が行う実験の性質に応じて、適切なエポキシ(コスト対パフォーマンス)を選択することができます。最初の実験は自動車グレードのエポキシで行われ、初期実験には適していましたが、生体適合性の点から インビボ 実験には適していません。生存実験では、粘膜との長期接触に対してISO10993に準拠した医療グレードのエポキシを選択する。また、生体適合性を改善するコーティング(PTFEまたはパリレンなど)は、移植部位のインプラントおよび/または炎症/刺激の拒絶率をさらに低下させることができます。
完全受動のレクテンナ受信機は、検出器ダイオードをバイアスして感度を向上させることにより改善することができます22,23。電磁干渉やRFノイズに対する耐性が向上する場合、RF入力とダイオード検出器24の間に高選択バンドSAWフィルタを追加することで、ダイオード検出器をさらに修正することができます。長距離通信が必要な場合は、アクティブな ASK レシーバ (またはソフトウェア定義のレシーバ - SDR) を使用できます。いずれの場合も、受信機の中心周波数は431.73MHz(RF送信機集積回路内のPLLによって32を掛けた結晶の周波数)と150-250 kHzの解像度帯域幅に設定されなければならない。RF出力周波数は電圧と温度依存の両方であり、通常の動作中には中心周波数から最大50kHzのドリフトが観測されました。バンドの出力電力を監視し、プロトコルに従って pH 値をデコードするために使用できます。初期テストにはアクティブレシーバーの使用をお勧めします。埋め込み型デバイスの内部で使用すると、複雑さの増加と大きなエネルギーペナルティが伴います。ショットキー検出器が提供する「ゼロパワー」の利点を提供することはできません。
今日、事実上すべてのアクティブな埋め込み型医療機器は、相互運用性を念頭に置いて設計されていません。彼らの構成は外科医か開業医25 によって手動で行われ、協力しない。この方法で提示された移植可能な装置を受動的なレクテンナ受信機と共に、使い捨てセンサから別の埋め込み型デバイスへのシームレスなデータ転送を実現する方法を示す。ヘテロダインの概念に基づく埋め込み型デバイス用の市販のRFモジュールが存在する一方で、レシーバモードは非常に電力要求の厳しい26です。提示された解決法では、神経刺激装置の有効な受信機は必要ない。回路は完全に受動的に構築することができます。リアルタイムの患者データを考慮に入れる主な利点は、治療の有効性を向上させ、消費電力を大幅に削減することです。例えば、GERD療法の場合、原稿に提示されたpHセンサーは、刺激器の移植後に下部食道括約筋の上に移植され、自動的に神経刺激パターンを適応させ、電力消費を最小限に抑えながら治療の効果を最大化することができる。センサを食道壁内に移植すると、数日後に転位しやすいため、センサーをバッテリ駆動のものとして設計する方が理にかなっています。一次電池の体積エネルギー密度が高いため、一次電源の使用は、ワイヤレス受電回路、充電コイル、およびコンデンサベースのエネルギー貯蔵を含むセンサよりも優れています。ワイヤレス充電の全体的な効率は、コイルの空間的な向きにも大きく依存しており、設計にさらに別の困難をもたらします。ワイヤレス充電は、粘膜下14に永久に埋め込まれた微小神経刺激装置、すなわち利点を提供する。電池式pHセンサーは、このような微発神経刺激装置のエネルギー消費を最適化する可能性を提供します。括約筋の恒久的/定期的な神経刺激の代わりに、pHセンサーは、刺激が必要な場合(すなわち、主に夜間および/または1日のどの時間に)、十分な低食道括約筋圧を達成するために可能な限り低い出力を示すことができます。これらの閉ループまたは準閉ループの埋め込み型システムは、現在の従来のシステムに代わる有望な代替手段となり、侵襲性の低い移植を伴う小型の埋め込み型デバイスを提供し、治療の有効性を向上させることができます。
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
著者は宣言するものは何もありません。
Acknowledgments
著者らは、この研究を支援したチャールズ大学(プロジェクトGA UK No 176119)を感謝しています。この研究は、チャールズ大学の研究プログラムPROGRES Q 28(腫瘍学)によって支援されました。
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).
