Konstruktion af en trådløs-aktiveret endoskopisk implanterbar sensor til pH-overvågning med Zero-Bias Schottky Diode-baseret modtager

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.

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 forholdsreg…

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 esoph…

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 v?…

Materials

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