基于零偏压肖特基二极管接收器的可无线激活内镜植入式pH监测传感器的构建

摘要

该论文介绍了一种微型可植入式pH传感器，其具有ASK调制的无线输出，并配备基于零偏置肖特基二极管的完全无源接收电路。该方案可作为开发相关应用的基础 体内 校准的电刺激治疗设备及便携式pH监测。

摘要

无线pH监测病理性反流为观察症状与食管暴露于酸性或非酸性反流物之间的关系提供了机会。本文介绍了一种微型无线pH传感器的设计、制造及植入方法。该传感器设计为通过内镜以单个止血夹进行植入。同时构建并测试了一种基于零偏置肖特基二极管的全被动式整流天线（rectenna）接收器。设备采用双层印刷电路板和现成组件制造。使用一款集成模拟外设的微型微控制器作为离子敏感场效应晶体管（ISFET）传感器的模拟前端，并生成由幅移键控发射芯片传输的数字信号。该设备由两节一次性碱性电池供电。可植入设备总体积为0.6 cm³³ 重量为1.2克，并在其性能验证中进行了测试 离体 模型（猪食管和胃）。随后，构建了一种小巧的基于无源整流天线的接收器，可方便地集成到外部接收装置或可植入式神经刺激器中，并已证实当其靠近（距离20 cm）植入设备时能够接收射频信号。该传感器体积小，可在最小阻碍食管的情况下实现连续pH监测。该传感器可用于临床常规实践中的24/96小时食管pH监测，无需插入鼻导管。 "零功率" 接收器的特性也使得该传感器可用于自动操作 体内 微型下食管括约肌神经刺激装置的校准。基于主动传感器的控制可促进先进算法的开发，以最小化能耗并实现理想的临床效果。此类算法的一个示例是用于按需神经刺激治疗胃食管反流病（GERD）的闭环系统。

引言

蒙特利尔共识将胃食管反流病（GERD）定义为 "一种在胃内容物反流引起不适症状和/或并发症时发生的疾病"可能与其他特定并发症相关，如食管狭窄、巴雷特食管或食管腺癌。胃食管反流病影响约20%的成年人群，主要见于经济发达的国家¹.

通过便携式pH监测病理性反流（酸暴露时间超过6%），可帮助我们区分症状与酸性或非酸性胃食管反流之间的关系^2,3。对于质子泵抑制剂（PPI）治疗无效的患者，pH监测可判断是否存在病理性胃食管反流，并明确患者对标准PPI治疗无反应的原因。目前有多种pH及阻抗监测方法可供选择，其中较新的方法之一是使用可植入设备进行无线监测^4,5。

胃食管反流病（GERD）与食管下括约肌（LES）功能障碍相关，食管测压显示的收缩活动虽无病理性改变，但在长期 GERD 中其收缩幅度降低。LES 由平滑肌组成，其紧张性收缩受肌源性和神经源性因素共同维持。LES 的松弛由迷走神经介导的抑制作用引起，其中一氧化氮作为神经递质参与该过程⁶。

在犬类反流模型中，已证实使用两对电极进行电刺激可延长下食管括约肌（LES）的收缩时间⁷。无论是低频还是高频刺激，均未影响下食管括约肌在吞咽过程中的松弛情况，包括吞咽时的残余压力。高频刺激是更明显的选择，因其所需功率较低，可延长电池寿命。

尽管对食管下括约肌进行电刺激治疗（ET）在胃食管反流病（GERD）患者治疗中是一个相对较新的概念，但该疗法已被证明是安全且有效的。研究表明，这种治疗方式可显著且持久地缓解 GERD 症状，同时消除对质子泵抑制剂（PPI）治疗的需求，并减少食管酸暴露^8,9,10。

目前用于胃食管反流病（GERD）诊断的最先进的pH传感器是Bravo设备^11,12。该设备体积约为1.7 cm³，可直接植入食管内，植入时可选择是否在内镜可视化引导下进行，能够对食管内的pH值进行超过24小时的持续监测。

鉴于电刺激疗法是治疗对标准疗法无反应的胃食管反流病（GERD）最有前景的替代方法之一^8,13，将pH传感器的数据提供给神经刺激器具有合理性。近期研究表明，该领域未来的发展方向明确，将推动形成坚固的一体化可植入装置，这类装置将直接置于神经刺激部位^14,15。为此，离子敏感场效应晶体管（ISFET）是最适合的传感器类型之一，因其体积微小、可实现片上集成参比电极（本例中为金电极），并具备足够高的灵敏度。在硅基底上，ISFET的结构类似于标准的金属氧化物半导体场效应晶体管（MOSFET）。然而，其栅极通常连接电气端子，而在ISFET中则被一层直接与周围环境接触的活性材料所取代。对于pH敏感型ISFET，该活性层由氮化硅（Si₃N₄）构成¹⁶。

内镜下可植入设备的主要缺点是电池尺寸固有的限制，这可能导致这些设备的使用寿命缩短，或促使制造商开发能够在较低能耗下实现所需治疗效果的先进算法。此类算法的一个示例是用于按需神经刺激治疗胃食管反流病（GERD）的闭环系统。类似于连续血糖监测仪（CGM）与胰岛素泵系统¹⁷，该系统将采用食管pH传感器或其他传感器来检测下食管括约肌的当前压力，并结合神经刺激单元进行调控。

神经刺激疗法的响应以及对神经刺激模式的需求因人而异¹³。因此，开发独立的传感器至关重要，这些传感器可用于功能障碍的诊断与表征，或根据患者个体需求主动参与神经刺激系统的校准¹⁸。这些传感器应尽可能小型化，以避免影响器官的正常功能。

本文描述了一种基于ISFET的pH传感器的设计与制备方法，该传感器集成了幅移键控（ASK）发射器和基于小型无源整流天线的接收器。由于该方案结构简单，pH数据可由外部接收器甚至植入式神经刺激器接收，且不会带来明显的体积或功耗增加。选择ASK调制方式的原因在于无源接收器的特性，即仅能检测接收到的射频信号功率（常称为 "接收信号强度"）。嵌入为补充材料的示意图展示了该装置的构造。装置由两节AG1碱性电池直接供电，提供2.0–3.0 V的电压（取决于充电状态）。电池为内部微控制器供电，微控制器利用其ADC（模数转换器）、DAC（数模转换器）、内部运算放大器和FVR（固定电压基准）外设，对ISFET pH传感器施加偏置电压。由此产生的 "门控" 电压（金参比电极）与周围环境的pH值成正比。稳定的I_ds 电流由一个低侧R2检测电阻提供。ISFET传感器的源极连接至运算放大器的同相输入端，而反相输入端连接至数模转换器（DAC）模块输出的960 mV电压。运算放大器的输出端连接至ISFET的漏极引脚。该运算放大器调节漏极电压，使R2电阻两端的电压差始终保持在960 mV，从而在ISFET中产生29 µA的恒定偏置电流（在正常工作状态下）。随后，通过模数转换器（ADC）测量栅极电压。微控制器通过一个通用输入/输出（GPIO）引脚启动射频（RF）发射器并发送数据序列。射频发射器电路包含一个晶体及匹配网络，用于将输出阻抗匹配至50 Ω。

在本实验中，我们使用了一个带有较长食管段的猪胃，将其安装在标准化的塑料模型中。该模型常用于练习内镜技术，如内镜黏膜下剥离术（ESD）、经口内镜下肌切开术（POEM）、内镜黏膜切除术（EMR）、止血等。为了尽可能接近人体器官的解剖参数，我们选用体重为40-50 kg的猪的胃和食管。

方案

本研究未涉及任何活体动物。实验在 离体 由猪食管和胃组成的模型。胃和食管作为当地肉店的标准产品购得。该操作符合捷克法律，我们倾向于采用此方法，因为 "3R" 原则（替代、减少、优化）

1. pH 传感器组件的制备

注意：在pH传感器组件的整个制造过程中，需注意采取防静电放电（ESD）敏感元件的操作防护措施。使用电烙铁时应小心谨慎。

1. 将安装在印刷电路板（PCB）上的ISFET pH传感器放置于平坦表面上，找到可焊接的触点。
2. 修剪可焊接触点，使其长度不超过3 mm。
3. 将一段15 mm长的氟化乙烯丙烯（FEP）涂层电缆焊接到pH传感器的可焊接电极上。切勿对裸芯片组件进行机械或化学清洁。焊接过程中应尽量避免助焊剂污染芯片和PCB。
4. 在显微镜下检查pH传感器与电缆组件是否存在开路或短路。然后使用开路-短路测试仪进行短路检测。此阶段正确制备的组件如图1所示。
5. 将pH传感器组件置于超声波清洗机中，在70 °C条件下使用含5%助焊剂清除剂的水溶液清洗5分钟。超声功率的最佳范围为50–100 W/L，不得超过100 W/L。
6. 用工业级异丙醇冲洗pH传感器组件至少3分钟，并在80 °C烘箱中干燥15分钟。
7. 在进行下一步操作前，将所有pH传感器平放在平坦表面上（若同时制备多个传感器）。
8. 按比例混合适量双组分环氧树脂，用于封装焊接电极。混合量至少为2 mL，以确保充分混合。建议使用黑色不透明环氧树脂，以便后续检查——暴露于环境中的传感器部分因无环氧树脂覆盖而更易识别。
9. 将混合好的环氧树脂转移至带有0.5 mm平头针头的1 mL注射器中。
10. 用环氧树脂涂覆pH传感器的焊接区域，确保PCB电极区域和裸露导线部分完全被覆盖。
11. 让环氧树脂在室温或升温条件下（最高80 °C）固化；本研究中采用50 °C，并使用材料表中列出的环氧树脂。
12. 在显微镜下检查涂覆区域。若发现任何未被覆盖的金属部分（包括PCB电极或导线），重复步骤1.8–1.11，直至无裸露金属的视觉迹象。
13. 将导线修剪至图2所示的长度和角度，并在末端镀锡以防止散丝。

2. 电子组件的制备

注意：在电子器件的制作过程中，始终注意采取防静电敏感元件的操作防护措施。使用电烙铁和热风枪时需小心谨慎。

1. 将PCB（根据补充文件 "pcb1.zip" 和原理图 "schematic.png" 制造）放置在平坦表面上，元件面朝上。
2. 在所有暴露的镀金焊盘上涂覆焊膏。
3. 根据 图3 和 材料表，使用镊子放置所有无源和有源元件。
4. 使用热风枪加热PCB以焊接元件。先将PCB逐步加热至150 °C并保持2分钟，以去除元件封装中的残留水分并激活焊膏中的助焊剂。随后将PCB加热至260 °C以完成元件焊接。让PCB自然冷却至室温，在整个焊接过程中不得移动PCB。
5. 焊接完成后冷却至室温，使用显微镜检查PCB，确认所有元件位置正确且无短路现象。若未发现短路或元件错位，可跳过步骤2.6。
6. 使用电烙铁或热风枪修复任何短路或元件错位问题，然后返回步骤2.5。
7. 按照 图4 所示，将5根导线焊接到相应元件上（电源和编程引线）。
8. 为将PCB连接至编程器，请将步骤2.7中焊接的导线连接到编程器的接口上。
9. 向微控制器烧录固件（详见 代表性结果 部分关于应使用哪个文件的说明）。使用前述方法设置编程软件¹⁹。将编程器设置为以约2.5 V电压为设备供电。编程完成后拆除这5根导线。
10. 将PCB放置在平坦表面上，元件面朝上。按照 图5 所示，将AWG38铜质天线导线（长度为3 cm）焊接到指定位置，并将其缠绕在PCB边缘。使用氰基丙烯酸酯胶粘剂将天线导线固定在PCB边缘。按照 图5 所示，使用SWG38铜线焊接另外两根跳线导线。注意避免与其他元件发生电气接触。
11. 将PCB放置在平坦表面上，元件面朝下。
12. 按照 图6 所示，在PCB的对侧焊接两个电池座。
13. 按照 图7 所示，将pH传感器组件焊接到PCB的端子上。
14. 将两节AG1电池插入电池座。
    注意：请勿在距离传感器测试和内镜植入前不足24小时时进行本步骤及本节后续步骤。
15. 按照步骤1.8的方法配制适量环氧树脂，用于设备封装。
16. 采用与步骤1.9相同的程序（使用带针头的注射器）对设备进行环氧树脂封装。让环氧树脂在室温或略高的温度下固化（由于电池存在，温度不得超过50 °C）。正确的封装效果可参见 图8。
17. 按照 图9 制作钛金属导线挂钩。
    注意：选用钛（II级）是因为其具有良好的生物相容性，并已在植入式医疗设备中广泛应用。也可使用不锈钢，但必须谨慎选择材料类型和热处理工艺，因为某些类型的不锈钢非常脆。
18. 用一滴快固型环氧树脂将导线挂钩固定在设备上（参见 图10），并在室温或略高温度下（最高50 °C）使其固化。pH传感器位于植入式设备的左下侧。
19. 传感器在装入电池24小时后被激活。在此期间，请进行步骤3。
    ​注意：若可在装入电池后24小时内完成步骤3，此时可暂停本实验流程。

3. 无源整流天线接收器的制备

1. 将基于补充文件 "pcb2.zip" 制造的整流天线 PCB 放置在平坦表面上。
2. 使用步骤 2.2–2.6 中描述的焊膏方法焊接元件，或根据 图 11A 使用电烙铁进行焊接。
   注意：如果实验人员决定重新制作整流天线接收器（此前已制作并完成匹配），或不希望继续进行接收器匹配，则使用此前实验人员确定或在 图 11B 中提供的元件参数值，并跳过步骤 3.5–3.7。
3. 将 SMA 接头焊接到 PCB 上。
4. 在显微镜下检查 PCB。若发现任何短路或元件位置错误，需进行修复。
5. 将矢量网络分析仪的输入端连接至 SMA 接头。
6. 以 1 kHz 分辨带宽，记录整流天线在 300–500 MHz 范围内的 S11 史密斯图。观察响应，并记录在 431.7 MHz 处的阻抗值。使用阻抗匹配计算软件确定匹配元件的参数值。样本史密斯图如 图 12A 所示。
7. 焊上阻抗匹配元件，并在显微镜下检查是否存在短路及元件放置是否正确。
8. 再次使用频谱分析仪测量，确认在 300–500 MHz 范围内电压驻波比（VSWR）低于 3（位于 图 12B 中所示青色外圆圈内）。若未满足要求，可更换不同的匹配元件重复操作，或在已知整流天线性能降低的前提下继续后续操作。
9. 将 433 MHz 频段天线连接至 SMA 接头，并将示波器连接至整流天线输出端。
10. 将示波器设置为单通道操作模式，滚动时基，直流耦合模式，时基为 500 ms/div，电压刻度为 5 mV/div。

4. 设备测试

注意：以下步骤需要使用化学品。操作前请仔细阅读化学品的材料安全数据表，并在操作过程中使用适当的个人防护装备并遵循常规实验室操作规范。

1. 通过观察示波器上显示的信号来检查传感器的输出。样本输出如图13、14所示。在插入电池24小时后，设备将开始工作。pH传感器输出信号的传输周期取决于烧录至微控制器中的程序文件（详见代表性结果部分的详细说明）。
2. 配制2%的盐酸溶液（操作盐酸时需谨慎）。按照标准实验室方法配制pH为4（邻苯二甲酸氢钾/盐酸）、pH为7（磷酸二氢钾/氢氧化钠）和pH为10（碳酸钠/碳酸氢钠）的100 mM缓冲溶液，并标记烧杯。
3. 使用已校准的pH计验证四个烧杯中溶液的pH值，必要时进行调整。
4. 将胶囊依次浸入每个烧杯中，并记录至少3个样本。测量第二个与第三个脉冲之间的时间间隔，并将该值填入提供的电子表格中（补充文件1）。利用该电子表格确定pH传感器的校准系数。
5. 完成校准后，测量第二个与第三个脉冲之间的时间间隔，并将该值输入电子表格，以确定pH传感器所接触溶液的pH值。

5. 传感器的内窥镜植入

1. 制备一个由猪胃和一段较长食管组成的离体（ex vivo）内镜模型。
2. 使用止血夹从外部夹住传感器，如图15和图16所示。
3. 将带有夹持传感器的内镜以标准方式插入模型中。
4. 将带有传感器的夹子定位至靠近食管下括约肌处。
5. 旋转内镜使其紧贴食管壁，打开夹子，然后向食管壁方向推进；关闭夹子后松开释放，传感器将固定在食管壁的预定位置，如图17D和图17E所示。
6. 取出内镜。

6. 植入后的实验

注意：以下步骤需要使用化学品。操作前请仔细阅读化学品的材料安全数据表，并在操作过程中使用适当的个人防护装备并遵循常规实验室操作规范。

1. 将接收器放置在距离植入式传感器不超过 10 cm 的位置。
2. 向食管内注入不同 pH 值的溶液各 50 mL，如图 18所示，观察传感器响应的变化。每次注射后撤回内窥镜，并在注射后至少 30 秒再读取数值。在注射不同 pH 值的溶液之间，用 100 mL 去离子水冲洗食管。
3. 使用电子表格（补充文件 1）计算传感器测得的 pH 值。

结果

一种能够自主进行pH传感并无线传输pH值的装置已成功构建，如图所示 图8. 所构建的装置是一个微型模型，重1.2 g，体积为0.6 cm³³尺寸约为 18 mm × 8.5 mm × 4.5 mm。如图所示 图 15, 图 16, 和 图 17，可通过单个止血夹将其植入至食管下括约肌附近；无需特殊附件。图中显示了植入传感器后解剖状态下的食管详细视图 图19.

该无源整流天线接收器的整体占地面积仅为22 mm²，即使其设计已针对手工焊接进行了优化。当无源整流天线接收器处于激活状态（插入电池后24小时至电池完全放电期间）并靠近pH传感装置（距离10 cm）时，可在装置发射信号时观察...

讨论

该方法适用于从事新型有源植入式医疗设备开发的研究人员。操作者需具备使用表面贴装元件制造电子原型的熟练技能。实验方案中的关键步骤与电子器件的制造相关，尤其是印刷电路板（PCB）的元件装配，该过程容易因微小元件的安装和焊接操作不当而产生人为误差。随后，正确的封装对于延长设备在接触湿气和液体环境下的使用寿命至关重要。该植入方法设计简洁，植入过程中食管穿孔或其他不良事件的风险极低。止血夹在临床实践中广泛应用，因此实施植入无需特殊培训。

该设备可轻松改装以连接其他具有电压输出的传感器，例如电阻式传感器和其他ISFET传感器。这使得该整体概念在其他研究领域和临床实践中具有很高的灵活性；并不局限于使用pH ISFET传感器对胃食管反流病（GERD）新型治疗方法的研究。

所构建的装置体积微小，重量仅为1.2 g，所占体积（0.6 cm³）比目前最接近的商业化可植入pH传感器小60%。通过将ISFET集成到PCB上，并将导线直接键合至PCB，可进一步实现微型化。然而，这将显著提高对所需设备的门槛（至少需要一台手动引线键合机...

材料

本文使用的材料清单

姓名	公司	目录编号	评论
AG1 电池	Panasonic	SR621SW	每个植入物使用两节电池
电池座	MYOUNG	MY-521-01
天线用铜漆包线	pro-POWER	QSE 线材 - 直径 0.15 mm，38 SWG
封装用环氧树脂	Loctite	EA M-31 CL	双组分医用级符合 ISO10993 标准的环氧树脂
pH 传感器用 FEP 电缆	Molex / Temp-Flex	100057-0273
助焊剂清洗剂	Shesto	UTFLLU05	用去离子水配制 5% 溶液，用于超声清洗
止血夹	Boston Scientific	Resolution
热风枪 + 电烙铁	W.E.P.	Model 706	任何能够使用锡进行焊接且热风枪可维持 260 °C 的电烙铁均可使用
阻抗匹配软件	Iowa Hills Software	Smith Chart	可从 http://www.iowahills.com/9SmithChartPage.html 下载 — 或者，任何射频设计软件均可用于计算阻抗匹配元件
PCB 上的 ISFET pH 传感器	WinSense	WIPS	订购已预装在 PCB 上并带有片上金参比电极的型号
实验室 pH 计	Hanna Instruments	HI2210-02	与 HI1131B 玻璃探头配合使用
微控制器编程器	Microchip	PICkit 3	其他兼容 PIC16 的编程器也可使用
带食管的猪胃	本地养猪场	来自约 40–50 kg 的猪	重要的是胃应包含完整长度的食管。
印刷电路板 - 接收端	选择首选 PCB 供应商	根据 pcb2.zip 数据	单层，0.8 mm 厚度，FR4，无阻焊层
印刷电路板 - 传感器端	选择首选 PCB 供应商	根据 pcb1.zip 数据	双层带通孔，0.6 mm 厚度，FR4，双面阻焊层
接收端 - 0R	Vishay	CRCW04020000Z0EDC	参见图 12 和图 13 的安装位置
接收端 - 1.5 pF	Murata	GRM0225C1C1R5CA03L	参见图 12 和图 13 的安装位置
接收端 - 100 pF	Murata	GRM0225C1E101JA02L	参见图 12 和图 13 的安装位置
接收端 - 33 nH	Pulse Electronics	PE-0402CL330JTT	参见图 12 和图 13 的安装位置
接收端 - RF 肖特基二极管	MACOM	MA4E2200B1-287T	参见图 12 和图 13 的安装位置
接收端 - SMA 天线	LPRS	ANT-433MS
接收端 - SMA 连接器	Linx Technologies	CONSMA001	参见图 12 和图 13 的安装位置
传感器 - C1	Murata	GRM0225C1H8R0DA03L	8 pF 0402 电容
传感器 - C2	Murata	GRM0225C1H8R0DA03L	8 pF 0402 电容
传感器 - C3	Murata	GCM155R71H102KA37D	1 nF 0402 电容
传感器 - C4	Murata	GRM0225C1H1R8BA03L	1.8 pF
传感器 - C5	Vishay	CRCW04020000Z0EDC	放置 0R 0402 电阻或用于天线匹配
传感器 - C6	Murata	GRM155C81C105KE11J	1 uF 0402 电容
传感器 - C7	Murata	GRM155C81C105KE11J	1 uF 0402 电容
传感器 - C8	Murata	GRM022R61A104ME01L	100 nF 0402 电容
传感器 - IC1	Microchip	MICRF113YM6-TR	MICRF113 射频发射器
传感器 - IC2	Microchip	PIC16LF1704-I/ML	PIC16LF1704 低功耗微控制器
传感器 - R1	Vishay	CRCW040210K0FKEDC	10 kOhm 0402 电阻
传感器 - R2	Vishay	CRCW040233K0FKEDC	33 kOhm 0402 电阻
传感器 - R3	Vishay	CRCW04021K00FKEDC	1 kOhm 0402 电阻
传感器 - R5	Vishay	CRCW040210K0FKEDC	10 kOhm 0402 电阻
传感器 - X1	ABRACON	ABM8W-13.4916MHZ-8-J2Z-T3	3.2 x 2.5 mm 13.4916 MHz 8 pF 晶体
钛丝	Sigma-Aldrich	GF36846434	0.125 mm 钛丝
矢量网络分析仪	mini RADIO SOLUTIONS	miniVNA Tiny	可使用其他矢量网络分析仪 — 所需工作频率为 300–500 MHz，分辨率带宽等于或低于 1 MHz，输出功率不超过 0 dBm，接收前端的动态范围最好优于 60 dB