Summary
Manuskriptet presenterer en miniatyr implanterbar pH-sensor med ASK-modulert trådløs utgang sammen med en helt passiv mottakerkrets basert på null-bias Schottky-dioder. Denne løsningen kan brukes som grunnlag i utviklingen av in vivo-kalibrerte elektrostimuleringsterapienheter og for ambulerende pH-overvåking.
Abstract
Ambulerende pH-overvåking av patologisk refluks er en mulighet til å observere sammenhengen mellom symptomer og eksponering av spiserøret for sure eller ikke-sure refluksat. Dette dokumentet beskriver en metode for utvikling, produksjon og implantasjon av en trådløs pH-sensor i miniatyr. Sensoren er designet for å implanteres endoskopisk med en enkelt hemostatisk klips. En helt passiv rectenna-basert mottaker basert på en zero-bias Schottky diode er også konstruert og testet. For å konstruere enheten ble det brukt et tolags kretskort og hyllekomponenter. En miniatyrmikrokontroller med integrerte analoge eksterne enheter brukes som en analog frontende for den ionfølsomme ISFET-sensoren (Field-Effect Transistor) og til å generere et digitalt signal som overføres med en amplitude shift-nøkkelsenderbrikke. Enheten drives av to primære alkaliske celler. Den implanterbare enheten har et totalt volum på 0,6 cm3 og en vekt på 1,2 gram, og ytelsen ble verifisert i en ex vivo-modell (porcine spiserøret og magen). Deretter ble en passiv retennabasert mottaker med lite fotavtrykk som enkelt kan integreres enten i en ekstern mottaker eller den implanterbare nevrostimulatoren, konstruert og bevist å motta RF-signalet fra implantatet når det er i nærheten (20 cm) til det. Den lille størrelsen på sensoren gir kontinuerlig pH-overvåking med minimal hindring av spiserøret. Sensoren kan brukes i rutinemessig klinisk praksis for 24/96 h esophageal pH-overvåking uten å måtte sette inn et nesekateter. Mottakerens "nulleffekt" natur muliggjør også bruk av sensoren for automatisk in-vivo-kalibrering av miniatyr lavere esophageal sphincter nevrostimuleringsenheter. En aktiv sensorbasert kontroll gjør det mulig å utvikle avanserte algoritmer for å minimere den brukte energien for å oppnå et ønskelig klinisk resultat. Et av eksemplene på en slik algoritme ville være et lukket sløyfesystem for behovsbetinget nevrostimuleringsterapi av gastroøsofageal reflukssykdom (GERD).
Introduction
Montreal-konsensus definerer gastroøsofageal reflukssykdom (GERD) som "en tilstand som utvikler seg ved refluksing av innholdet i magen forårsaker ubehagelige symptomer og / eller komplikasjoner". Det kan være forbundet med andre spesifikke komplikasjoner som esophageal striktur, Barretts spiserøret, eller esophageal adenocarcinoma. GERD påvirker ca. 20% av den voksne befolkningen, hovedsakelig i land med høy økonomisk status1.
Ambulerende pH-overvåking av patologisk refluks (syreeksponeringstid på mer enn 6%) gjør at vi kan skille forholdet mellom symptomer og sure eller ikke-sure gastroøsofageale refluks2,3. Hos pasienter som ikke reagerer på PPI-behandling (protonpumpehemmer), kan pH-overvåking svare på om det er patologisk gastroøsofageal refluks og hvorfor pasienten ikke reagerer på standard PPI-behandling. Ulike pH- og impedansovervåkingsalternativer tilbys for tiden. En av de nyere mulighetene er trådløs overvåking ved hjelp av implanterbare enheter4,5.
GERD er forbundet med lavere esophageal sphincter (LES) lidelse, hvor sammentrekningene vist under esophageal manometri ikke er patologiske, men har redusert amplitude i langsiktig GERD. LES består av glatt muskel og opprettholder tonic sammentrekninger på grunn av myogene og nevrogene faktorer. Det slapper av på grunn av vagalmediert inhibering som involverer nitrogenoksid som nevrotransmitter6.
Elektrisk stimulering med to par elektroder ble bevist å øke sammentrekningstiden til LES i en hunderefluksmodell7. Avslapningen av LES inkludert resttrykket under svelging ble ikke påvirket av både lav og høyfrekvent stimulering. Høyfrekvent stimulering er et opplagt valg fordi det krever mindre strøm og forlenger batterilevetiden.
Selv om elektrostimuleringsbehandling (ET) av nedre esophageal sphincter er et relativt nytt konsept i behandlingen av pasienter med GERD, ble denne terapien vist seg å være trygg og effektiv. Denne behandlingsformen har vist seg å gi betydelig og varig lindring fra symptomene på GERD samtidig som behovet for PPI-behandling elimineres og esophageal acid exposure8,9,10 elimineres.
Den nåværende toppmoderne pH-sensoren for diagnostikk av GERD er Bravo-enheten11,12. Ved et estimert volum på 1,7 cm3 kan det implanteres direkte i spiserøret med eller uten visuell endoskopisk tilbakemelding og gir 24 timers + overvåking av pH i spiserøret.
Tatt i betraktning at elektrostimuleringsterapi er et av de mest lovende alternativene for behandling av GERD som ikke reagerer på standardterapi8,13, er det fornuftig å gi dataene fra pH-sensoren til nevrostimulatoren. Den nylige forskningen viser en klar vei til fremtidig utvikling på dette feltet som vil føre til stive alt-i-ett implanterbare enheter som vil ligge på stedet for nevrostimulering14,15. Til dette formål er ISFET (ionsensitiv felteffekttransistor) en av de beste typene sensorer på grunn av sin miniatyr natur, muligheten for integrering av en referanseelektrode (gull i dette tilfellet), og tilstrekkelig høy følsomhet. På silisium ligner ISFET strukturen til en standard MOSFET (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor). Porten, normalt koblet til en elektrisk terminal, erstattes imidlertid av et lag med aktivt materiale i direkte kontakt med omgivelsene. Når det gjelder pH-sensitive ISFETer, dannes dette laget av silisiumnitritt (Si3N4)16.
Den største ulempen ved endoskopisk implanterbare enheter er den iboende begrensningen av batteristørrelsen, noe som kan føre til redusert levetid for disse enhetene eller motivere produsentene til å utvikle avanserte algoritmer som vil levere den nødvendige effekten til en lavere energikostnad. Et av eksemplene på en slik algoritme ville være et lukket sløyfesystem for behovsbetinget nevrostimuleringsterapi av GERD. I likhet med kontinuerlige glukosemålere (CGM) + insulinpumpesystemer17, ville et slikt system bruke en esophageal pH-sensor eller en annen sensor for å oppdage det nåværende trykket til den nedre spiserøret sammen med en nevrostimuleringsenhet.
Responsen på nevrostimuleringsterapien og kravene til nevrostimuleringsmønstre kan være individuelt13. Dermed er det viktig å utvikle uavhengige sensorer som kan brukes enten til diagnostisering og karakterisering av dysfunksjonen eller for aktivt å delta i kalibrering av nevrostimuleringssystemet i henhold til pasientens individuelle krav18. Disse sensorene bør være så små som mulig for ikke å påvirke organets normale funksjonalitet.
Dette manuskriptet beskriver en metode for design og fabrikasjon av en ISFET-basert pH-sensor med amplitude-shift keying (ASK)-sender og en liten fotavtrykk passiv rectenna-basert mottaker. Basert på løsningens enkle arkitektur kan pH-dataene mottas av en ekstern mottaker eller til og med den implanterbare nevrostimulatoren uten betydelig volum eller strømstraff. ASK-modulasjonen er valgt på grunn av den passive mottakerens natur, som bare er i stand til å oppdage mottatt RF-signalkraft (ofte kalt "mottatt signalstyrke"). Det skjematiske diagrammet, som er innebygd som tilleggsmateriale, viser konstruksjonen av enheten. Den drives direkte fra to AG1 alkaliske batterier, som gir en spenning mellom 2,0-3,0 V (basert på ladetilstanden). Batteriene driver den interne mikrokontrolleren, som benytter sine ADC-enheter (analog-til-digital-omformer), DAC (digital-til-analog-omformer), intern driftsforsterker og FVR-eksterne enheter (fastspenningsreferanse) for å partiskere ISFET pH-sensoren. Den resulterende "port" spenningen (gullreferanseelektroden) er proporsjonal med pH i omgivelsene. En stabil Ids strøm er levert av en lav-side R2 sensing motstand. Kilden til ISFET-sensoren er koblet til den ikke-inverterende inngangen til driftsforsterkeren, mens inverteringsinngangen er koblet til utgangsspenningen til DAC-modulen satt til 960 mV. Utgangen av operasjonsforsterkeren er koblet til avløpspinnen til ISFET. Denne driftsforsterkeren regulerer avløpsspenningen slik at spenningsforskjellen på R2-motstanden alltid er 960 mV; Dermed strømmer en konstant biasstrøm på 29 μA gjennom ISFET (ved normal drift). Gatespenningen måles deretter med en ADC. Mikrokontrolleren slår deretter på RF-senderen via en av GPIO(general purpose input/output)-pinnene og overfører sekvensen. RF-senderkretsen innebærer et krystall- og matchende nettverk som matcher utgangen til 50 Ω impedans.
For forsøkene som ble demonstrert her, brukte vi en gris mage med en lang del av spiserøret montert i en standardisert plastmodell. Dette er en vanlig brukt modell for å praktisere endoskopiske teknikker som ESD (endoskopisk submukosal disseksjon), POEM (oral endoskopisk myotomi), endoskopisk mucosal reseksjon (EMR), hemostase, etc. Når det gjelder de nærmeste mulige anatomiske parametrene som nærmer seg menneskelige organer, brukte vi mage og spiserøret til griser som veide 40-50 kg.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
Ingen levende dyr var involvert i denne studien. Eksperimentet ble utført på en ex vivo-modell som består av en svine spiserøret og magen. Magen og spiserøret ble kjøpt fra en lokal slakteri som deres standardprodukt. Denne prosedyren er i samsvar med tsjekkiske lover, og vi foretrekker det på grunn av "3R" -prinsippet (erstatning, reduksjon og raffinement).
1. Fabrikasjon av pH-sensorenheten
MERK: Vær oppmerksom på forholdsregler for håndtering av elektrostatiske utladningskomponenter (ESD) gjennom fabrikasjonen av pH-sensorenheten. Vær forsiktig når du arbeider med loddejernet.
- Plasser ISFET pH-sensoren montert på et kretskort (PCB) på et flatt underlag. Finn de loddbare kontaktene.
- Trim loddbare kontakter, slik at lengden ikke er lengre enn 3 mm.
- Lodde en 15 mm del av fluorinert etylenpropylen (FEP) belagt kabel til loddbare elektroder på pH-sensoren. Ikke rengjør den nakne skjæreenheten mekanisk eller kjemisk. Prøv å unngå forurensning av matrisen og PCB med fluss under lodding.
- Inspiser pH-sensorkabelenheten under et mikroskop for åpne kretser og shorts. Sjekk deretter shortsen med en åpen kort tester. En korrekt forberedt montering på dette stadiet vises i figur 1.
- Rengjør pH-sensorenheten i en ultralydrenser i 5 min ved 70 °C i en 5 % løsning av fluksfjerner i vann. Det optimale spekteret av ultralydeffekt er 50-100 W / l. Ikke overskrid 100 W/l.
- Skyll pH-sensorenheten i isopropylalkohol av teknisk kvalitet i minst 3 minutter og la den tørke i en ovn ved 80 °C i 15 minutter.
- Plasser alle pH-sensorer på et flatt underlag (i tilfelle flere er forberedt samtidig) før du går videre til neste trinn.
- Bland en passende mengde todelt epoksy for innkapsling av loddede elektroder. Bruk minst 2 ml for å tillate grundig blanding. Bruk svart ugjennomsiktig epoksy for å tillate inspeksjon senere - deler av sensoren utsatt for miljøet vil bli sett lettere, da de ikke vil ha ugjennomsiktig epoksy på seg
- Overfør den blandede epoksyen til en 1 ml sprøyte med en 0,5 mm flat endenål.
- Belegge loddeområdet til pH-sensorer med epoksy. Sørg for å belegge hele området av PCB-elektroder og den eksponerte ledningen.
- La epoksykuren enten ved rom eller forhøyet temperatur (maks. 80 °C), for denne studien ble 50 °C brukt sammen med epoksyet som er oppført i materialtabellen.
- Inspiser det belagte området under et mikroskop. Hvis ubestrøket metalldeler (enten PCB-elektrode eller ledning) utsettes, gjentar du trinn 1.8-1.11 til det ikke er noen visuelle tegn på ubestrøket metall.
- Trim ledningene til lengden og vinkelen som vises i figur 2. Belegge endene med lodding for å unngå frynsing.
2. Fabrikasjon av den elektroniske monteringen
MERK: Vær oppmerksom på forholdsregler for håndtering av ESD-sensitive komponenter gjennom hele fabrikasjonen av elektronikken. Vær forsiktig når du arbeider med loddejern og varmluftspistol.
- Plasser PCB (produsert basert på tilleggsfilene "pcb1.zip" og skjematisk diagram "skjematisk.png") på en flat overflate, komponenter side opp.
- Påfør loddepasta på alle de eksponerte gullbelagte padsene.
- Plasser alle passive og aktive komponenter ved hjelp av pinsett i henhold til figur 3 og materialtabellen.
- Varm PCB med varmluftpistolen for å lodde komponentene. Varm PCB gradvis til 150 °C i 2 minutter for å utvise gjenværende vann fra pakkene og aktivere fluxen i loddepastaen. Varm deretter PCB til 260 °C for å lodde komponentene. La PCB avkjøles til romtemperatur, ikke flytt den under hele loddeprosessen.
- Etter lodding og kjøling ned til romtemperatur, inspiser PCB under et mikroskop for å bekrefte riktig plassering av alle komponenter og shorts. Hvis ingen shorts eller feil komponentplassering observeres, hopper du over trinn 2.6.
- Reparer shorts eller feil komponentplassering med loddepistol eller varmluftpistol. Gå til trinn 2.5.
- Lodde 5 ledninger til komponentene (strøm- og programmeringsledninger) som vist i figur 4.
- Hvis du vil koble PCB-en til programmereren, kobler du ledningene som ble loddet i trinn 2.7. til koblingen til programmereren.
- Programfastvare (se Representative Results for en detaljert forklaring av hvilken fil som skal brukes) til mikrokontrolleren. Bruk fremgangsmåten som er beskrevet tidligere, til å konfigurere programmeringsprogramvaren19. Sett programmereren til å drive enheten med en spenning på ca. 2,5 V. Av-lodding de 5 ledningene etter programmering.
- Plasser PCB på et flatt underlag, komponentsiden opp. Lodd awg38 kobber antenne ledning (lengde på 3 cm) som vist i figur 5 og vikle den rundt kanten av PCB. Fest antenneledningen til kanten av PCB med et cyanoakrylatlim. Lodd de to andre wire jumpers med SWG38 kobbertråd som vist i figur 5. Unngå elektrisk kontakt med andre komponenter.
- Sett PCB på en flat overflate, komponentsiden ned.
- Lodde to batteriholdere til motsatt del av PCB, som vist i figur 6.
- Lodd pH-sensorenheten til terminalene på PCB, som vist i figur 7.
- Sett inn to AG1-batterier i batteriholderne.
MERK: Ikke fortsett med dette trinnet og de neste trinnene i dette avsnittet tidligere enn 24 timer før testing og endoskopisk implantasjon av sensoren. - Forbered en passende mengde epoksy som beskrevet i trinn 1.8. for innkapsling av enheten.
- Kapsler inn enheten med epoksyet ved hjelp av samme prosedyre som er beskrevet i trinn 1.9 (sprøyte med kanyle). La epoksy kurere ved romtemperatur eller litt forhøyet temperatur (ikke over 50 °C på grunn av tilstedeværelsen av batterier). Se figur 8 for riktige innkapslingsresultater.
- Opprett en titantrådkrok i henhold til figur 9.
MERK: Titan (grad II) ble valgt på grunn av biokompatibilitet og oversikt over bruk i implanterbare medisinske enheter. Rustfritt stål kan også brukes. Imidlertid må typen og varmebehandlingen velges nøye, da noen rustfrie ståltyper er veldig sprø. - Fest trådkroken til enheten med en dråpe hurtigherdende epoksy (se figur 10) og la den kurere ved romtemperatur eller litt forhøyet temperatur (maksimalt 50 °C). pH-sensoren er plassert nederst til venstre på den implanterbare enheten.
- Sensoren aktiveres 24 timer etter innsetting av batteriene. I mellomtiden fortsetter du med trinn 3.
MERK: Sett protokollen på pause nå hvis du har fullført trinn 3 innen 24 timer etter at batteriene er satt inn, er mulig.
3. Fabrikasjon av passiv rektalmottaker
- Plasser PCB (produsert basert på tilleggsfilen "pcb2.zip"). rektalnaen på en flat overflate.
- Lodd komponentene ved hjelp av loddepastametoden som er beskrevet i trinn 2.2-2.6, eller bruk loddepistol i henhold til figur 11A.
MERK: Hvis eksperimentet bestemmer seg for å produsere rektnamottakeren igjen (den ble tidligere produsert og matchet) eller ikke vil fortsette med mottakermatching, bruker du verdiene til komponentene som tidligere ble bestemt av eksperimentet eller angitt i figur 11B og hopper over trinn 3.5-3.7. - Lodd SMA-kontakten til PCB.
- Inspiser PCB under et mikroskop. Hvis det observeres shorts eller feil komponentplassering, løser du problemene.
- Koble en vektornettverksanalysatorinngang til SMA-kontakten.
- Ta opp S11 Smith-diagrammet over rektalen fra 300-500 MHz med 1 kHz oppløsningsbåndbredde. Vær oppmerksom på responsen og registrer impedansen på 431,7 MHz. Bruk en impedans matchende kalkulatorprogramvare for å bestemme verdiene til samsvarende komponenter. Eksempeldiagrammet Smith vises i figur 12A.
- Lodd impedans matchende komponenter og inspiser under et mikroskop for kortslutninger og komponentplassering.
- Mål med spektrumanalysatoren igjen og bekreft at spenningsstående bølgeforhold (VSWR) er under 3 mellom 300-500 MHz (inne i den ytre cyansirkelen vist i figur 12B). Hvis ikke, gjenta med forskjellige samsvarende komponenter eller fortsett med den reduserte ytelsen til rektalnaen i tankene.
- Koble 433 MHz-båndantennen til SMA-kontakten. Koble et oscilloskop til rektalnautgangen.
- Sett oscilloskopet til enkanals drift, rulletidsbase, likestrømsmodus, 500 ms/div-tidsbase og 5 mV/div spenningsskala.
4. Testing av enheten
MERK: Følgende trinn krever bruk av kjemikalier. Studer materialsikkerhetsdatabladene til kjemikaliene på forhånd og bruk riktig verneutstyr og vanlig laboratoriepraksis når du manipulerer dem.
- Inspiser sensorens utgang ved å observere signalet som vises på oscilloskopet. Prøveutdataene vises i figur 13,14. Enheten vil være aktiv etter 24 timer etter innsetting av batteriene. Overføringsperioden for pH-sensoren varierer avhengig av filen som ble programmert til mikrokontrolleren (se Representative Results for en detaljert forklaring).
- Forbered 2% saltsyreoppløsning (vær forsiktig ved håndtering av saltsyre). Forbered 100 mM bufferløsninger av pH 4 (kalium hydrogen ftalat/saltsyre), pH 7 (kaliumdihydrogenfosfat/natriumhydroksid) og pH 10 (natriumkarbonat/natrium hydrogenkarbonat) ved hjelp av standard laboratorieprosedyrer og merk begeret.
- Kontroller pH-verdien til alle fire begerene ved hjelp av en kalibrert pH-måler. Juster om nødvendig.
- Senk kapselen ned i hvert beger og registrer minst 3 prøver. Mål perioden mellom andre og tredje puls og fyll den i det medfølgende regnearket (Tilleggsfil 1). Bestem kalibreringskoeffisientene for pH-sensoren ved hjelp av regnearket.
- Etter kalibrering måler du tiden mellom den andre og den tredje pulsen og legger den inn i regnearket for å bestemme pH-en til løsningen som pH-sensoren er utsatt for.
5. Endoskopisk implantasjon av sensoren
- Forbered en ex vivo endoskopisk svinemodell som består av magen og et langt segment av spiserøret.
- Ta tak i sensoren eksternt med en hemostatisk klips, som vist i figur 15 og figur 16.
- Sett endoskopet med sensoren i klipsen på vanlig måte inn i modellen.
- Plasser klipsen med sensoren nær den nedre spiserøret.
- Roter endoskopet mot spiserøret, åpne klipsen og skyv deretter mot spiserøret. Lukk klippet og slipp klippet. Sensoren forblir festet til spiserøret på ønsket sted, som vist i figur 17D og figur 17E.
- Trekk ut endoskopet.
6. Eksperimenter etter implantasjon
MERK: Følgende trinn krever bruk av kjemikalier. Studer materialsikkerhetsdatabladene til kjemikaliene på forhånd og bruk riktig verneutstyr og vanlig laboratoriepraksis når du manipulerer dem.
- Plasser mottakeren innenfor 10 cm (maksimum) fra den implanterte sensoren.
- Injiser 50 ml av løsningene med ulike pH-verdier i spiserøret, som vist i figur 18, og følg endringene i sensorens respons. Trekk tilbake endoskopet etter hver injeksjon og les verdien ikke tidligere enn 30 s etter injeksjon. Vask spiserøret med 100 ml deionisert vann mellom injeksjonsløsninger med forskjellig pH.
- Bruk regnearket (Tilleggsfil 1) til å beregne pH målt av sensoren.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
En enhet som er i stand til autonom pH-sensor og trådløs overføring av pH-verdien, ble konstruert, som vist i figur 8. Den konstruerte enheten er en miniatyrmodell; den veier 1,2 g og har et volum på 0,6 cm3. De omtrentlige dimensjonene er 18 mm x 8,5 mm x 4,5 mm. Som vist i figur 15, figur 16 og figur 17, kan den implanteres til nærheten til den nedre spiserøret med et enkelt hemostatisk klips; Det er ikke nødvendig med spesialtilbehør. En detaljert visning av en dissekert spiserøret med sensoren implantert er vist i figur 19.
Den passive rectenna-mottakeren har et samlet fotavtrykk på bare 22 mm2 selv om den er optimalisert for hånd lodding. Når den passive rektalmottakeren settes i nærheten av pH-sensorenheten (10 cm) når den er i aktiv tilstand (24 timer etter innsetting av batterier til full utladning av batteriene), kan det observeres klare spenningstopper når enheten sender. Dette vises i figur 13. De to første korte (75 ms) pulsene er synkroniseringspulser. Avstanden mellom slutten av den andre pulsen og begynnelsen av den tredje pulsen er proporsjonal med Vgs-spenningen til ISFET trukket fra med 800 mV (100 ms = 900 mV, 200 ms = 1000 mV, etc.). Denne spenningen lineært oversettes til pH i miljøet som sensoren blir utsatt for.
Basert på en enkel topunktskalibrering med pH-buffere på pH 4 og pH 10 (tabell 1) kan sensoren returnere stabile og repeterbare pH-verdiavlesninger (tabell 2). Totalt fire forskjellige løsninger med kjent pH ble brukt-pH 0,6 (160 mM løsning av saltsyre i vannet, etterligning av magesyre20) og kalibreringsbuffere med pH 4, pH 7 og pH 10. Sensorens gjennomsnittlige feil pH-verdier var henholdsvis 0,25 og 0,31 når de ble testet i løsninger i beger og en ex vivo-modell . Standardavvikene for feilene var henholdsvis 0,30 og 0,36.
Når den er i nærheten av senderen (10 cm), produserer den passive retennaen et signal med en amplitude på minst titalls millivolt som lett kan oppdages av en enkel komparator eller forsterkes med en ultra-laveffekts passiv strømoperativ forsterker. Effekten av en mobiltelefonantenne med et aktivt GSM-anrop har bare en mindre negativ effekt på mottak av dataene fra sensoren, som vist i figur 14. Mobiltelefonoverføringstoppene kan filtreres av et enkelt passivt RC / LC (resistorkondensator / induktorkondensator) filter da de danner en høyfrekvent del av signalet (deres frekvens er generelt over 500 Hz).
I en av enhetene ble det med vilje laget en kortslutning mellom alle tre ISFET-elektrodene for å vise hvordan enhetens oppførsel endres når enheten er feil montert. I dette tilfellet observeres ingen spenning-pH-respons, og portspenningen er lik dreneringsspenningen, som er batteripakkespenningen (2-3,2 V). AD-omformeren, som refereres til en intern 2,048 V-referanse, returnerer deretter den høyest mulige verdien, som oversettes til 2048 mV. Støy kan forårsake små svingninger i ADC-utgangen.
To varianter av firmware som kan programmeres til enheten ble utviklet og testet. Den første (firmware_10s.zip) er beregnet på kortsiktige eksperimenter der pH-verdien overføres hver 10. Dette gir flere datapunkter for kostnadene for redusert batterilevetid, som er begrenset til rundt 24-30 timer. Den andre (firmware_1min.zip) er beregnet på langsiktige eksperimenter. pH-verdien overføres én gang per min. Levetiden til sensoren med lavere samplingsfrekvens er rundt 5-6 dager. Det er også en versjon av fastvaren (firmware-test.zip), som ikke inkluderer 24 timers forsinkelse. Denne filen kan brukes til å teste riktig funksjonalitet av elektronikk før innkapsling. Forsinkelsen kan også endres ved å endre koden og kompilere prosjektet på nytt. Forsinkelsen ble implementert for å muliggjøre en full kur av epoksy eller en mulighet når enheten er produsert på et annet sted enn det endoskopiske operasjonsrommet. Med den introduserte forsinkelsen maksimeres enhetens levetid.
Figur 1: pH-sensorenhet før endelig trimming Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 2: pH-sensorenhet etter endelig trimming Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 3: Plasseringsdiagram for implanterbar sensor (se Tabell over materialer for komponentverdier). Pinne 1 er merket som en rød prikk. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 4: Plassering av programmeringsledninger Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 5: Plassering av antennetråd og jumperledninger Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 6: Plassering av batteriholdere Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 7: Lodding av pH-sensorenheten til elektronikken Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 8: Ferdig innkapslet sensor. (A) sidevisning, (B) sett bakfra Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 9: Titantrådkrok Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 10: Feste av trådkroken til den implanterbare enheten Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 11: Plasseringsdiagram for retenna. (A) med samsvarende komponenter, (B) uten samsvarende komponenter, klar til å samsvare med en vektornettverksanalysator Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 12: Smith diagram. (A) uovertruffen rektalna, (B) matchet rectenna Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 13: Eksempelresponsen på retennaen på innkommende data fra sensoren Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 14: Eksempelrespons når det gjelder RF-støy (nærliggende telefon med et aktivt GSM-anrop). (A) 20 cm mellom kanten av telefonen og mottakeren, (B) 10 cm mellom kanten av telefonen og mottakeren, (C) 5 cm mellom kanten av telefonen og mottakeren Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 15: Bilde av endoskopet med hemostatisk klips og implanterbar pH-sensor Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 16: Implanterbar pH-sensor grepet med hemostatisk klips i en hette Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 17: Implantasjon av sensoren. (A) innsetting av endoskopet med den implanterbare pH-sensoren i modellen, (B) implantasjonsstedet - 3 cm over det gastroøsofageale krysset, (C) forberedelsen av klipsplasseringen, (D) klippet ble plassert, (E) visning av ISFET pH-sensoren, implantert i nærheten av nedre esophageal sphincter Vennligst klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 18: Injeksjon av pH-bufferløsningen gjennom endoskopkanalen Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
Figur 19: Dissekert spiserøret til ex vivo-modellen med den implanterte sensoren Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.
| Kalibreringsdata | ||
| pH-verdi (cal. meter) [-] | Pulslengde [ms] | Beregn volt. utgang [mV] |
| 3.98 | 400 | 1200 |
| 10.01 | 710 | 1510 |
Tabell 1: Eksempelkalibreringsdata
| Målte data | ||||
| pH-verdi (cal. meter) [-] | Beregn volt. utgang [mV] | Estimert pH [-] | Feil [abs. pH] | Feil [%] |
| 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. avvik fra pH [-] | 0.30 | |||
| Gjennomsnittlig feil [-] | 0.25 | |||
Tabell 2: Målte data (test med beger)
| Målte data | ||||
| pH-verdi (cal. meter) [-] | Beregn volt. utgang [mV] | Estimert pH [-] | Feil [abs. pH] | Feil [%] |
| 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. avvik fra pH [-] | 0.36 | |||
| Gjennomsnittlig feil [-] | 0.31 | |||
Tabell 3: Målte data (test i en ex vivo-modell )
Tilleggsfil 1: regneark.xlsx. Regneark for kalibrering og behandling av dataene fra sensoren Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 2: pcb1.zip. Gerber produksjonsdata for implanterbare enheten Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 3: pcb2.zip. Gerber produksjonsdata for mottakeren Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 4: firmware_10s.zip. Firmware for mikrokontrolleren med 10 s overføringsperiode Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 5: firmware_1min.zip. Firmware for mikrokontrolleren med 1 min overføringsperiode Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 6: fastvaretest.zip. Firmware for mikrokontrolleren uten 24 timers pause før aktivering Klikk her for å laste ned denne filen.
Tilleggsfil 7: Skjematisk diagram over elektronikken Klikk her for å laste ned denne filen.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Denne metoden er egnet for forskere som jobber med utvikling av nye aktive implanterbare medisinske enheter. Det krever et ferdighetsnivå i produksjon av elektroniske prototyper med overflatemonteringskomponenter. De kritiske trinnene i protokollen er relatert til produksjon av elektronikk, spesielt utfylling av PCB-ene, som er utsatt for operatørfeil ved plassering og lodding av små komponenter. Deretter er riktig innkapsling avgjørende for å forlenge levetiden til enheten når den utsettes for fuktighet og væsker. Implantasjonsmetoden ble designet med enkelhet i tankene. Risikoen for perforering av spiserøret eller andre bivirkninger under implantasjonen er minimal. Hemostatiske klipp er mye brukt i klinisk praksis; Dermed er det ikke nødvendig med spesiell trening for å utføre implantasjonen.
Enheten kan enkelt modifiseres for å ledsage andre sensorer med spenningsutgang, det vil si resistive sensorer og andre ISFET-sensorer. Dette gir stor fleksibilitet til å utnytte hele konseptet på andre forsknings- og kliniske praksisområder; Det er ikke begrenset til forskning på nye behandlingsmetoder for GERD i tilfelle av en pH ISFET-sensor.
Den konstruerte enheten er miniatyr; den veier 1,2 g og opptar 60 % mindre volum (0,6 cm3) enn den nærmeste kommersialiserte implanterbare pH-sensoren. Ytterligere miniatyrisering kan oppnås ved integrering av ISFET på PCB med ledninger bundet direkte til PCB. Dette vil imidlertid øke inngangsbarrieren betydelig når det gjelder nødvendig utstyr (det vil kreve minst en manuell trådbinding). Dermed ble et mer økonomisk levedyktig alternativ med en forhåndspakket ISFET-sensor av produsenten presentert.
Når det gjelder strømkilden, gir sølvoksid / alkalisk / karbon-sink 1,5 V celler bedre ytelse og forenkler kretsdesignet. Bruk av primære litiumbatterier eller Li-Ion-batterier i denne enhetsformfaktoren kan føre til potensielle problemer. Små primære litiumbatterier har høy utgangsmotstand, noe som vil føre til betydelige spenningsfall, noe som potensielt kan føre til av mikrokontrolleren og RF-senderen. Litium-ion-batterier er derimot ikke kompatible med 3,3 V mikrokontrollere (driftsspenningen er rundt 3,0-4,2 V), noe som gir kompleksitet til kretsene (krav til regulator eller DC / DC step-down-omformer). Av disse grunnene er to primære 1,5 V-knappceller den best tilgjengelige typen batteri basert på tilgjengelighet, driftsspenning og tilstrekkelig lav utgangsmotstand.
Sensoren har god nøyaktighet for esophageal pH-overvåking; gjennomsnittlig feil på pH i en ex vivo-modell var 0,31 med et standardavvik på 0,36. Til tross for vasketrinnet med deionisert vann mellom hvert buffertilskudd, kunne et større avvik i ex vivo-modellen ha vært forårsaket av mindre blanding av de forskjellige bufferløsningene i spiserøret, noe som kan ha endret pH for løsningene. Følsomheten til den brukte ISFET pH-sensoren følger nesten den nernstiske skråningen (-58 mV/pH ved 25 °C) ved -51,7 mV/pH. Følsomheten er høyere enn rapportert i antimonbaserte pH-sensorer for overvåking av GERD (-45 mV/pH)21.
Forsinkelsen på 24 timer mellom innsetting av batterier og starten av den trådløse overføringsrutinen ble introdusert for å imøtekomme for innkapsling av epoksyherding og tilfeller der laboratoriet for produksjon av elektronikk er til stede på et annet sted enn det endoskopiske operasjonsrommet. Denne forsinkelsen kan endres ved å endre kildekoden og kompilere fastvaren på nytt.
Avhengig av eksperimentets natur, som vil bli gjort av forskerne, kan egnet epoksy (kostnad versus ytelse) velges. De første eksperimentene ble gjort med epoksy av bilkvalitet, som var egnet for innledende eksperimenter, men ikke for in vivo-eksperimenter fra biokompatibilitetspunktet. For overlevelseseksperimenter skal det velges en medisinsk epoksy som er ISO10993-kompatibel for langvarig kontakt med slimhinner. Belegg som forbedrer biokompatibiliteten (f.eks. PTFE eller parylen) kan også ytterligere redusere avvisningshastigheten til implantatet og/eller betennelse/irritasjon av implantasjonsstedet.
Den helt passive rektalnamottakeren kan forbedres ved å forvå detektordiodene for å forbedre følsomheten22,23. I tilfelle forbedret immunitet mot elektromagnetisk interferens eller RF-støy er nødvendig, kan diodedetektoren endres ytterligere ved å legge til et svært selektivt bånd SAW-filter mellom RF-inngangen og diodedetektoren24. Hvis det kreves kommunikasjon med lengre rekkevidde, kan en aktiv ASK-mottaker (eller en programvaredefinert mottaker - SDR) brukes. I begge tilfeller skal mottakerens senterfrekvens settes til 431,73 MHz (krystallfrekvensen multiplisert med 32 med PLL i rf-senderintegrert krets) og oppløsningsbåndbredden på rundt 150-250 kHz. RF-utgangsfrekvensen er både spennings- og temperaturavhengig, og driver opptil 50 kHz fra senterfrekvensen ble observert under normal drift. Utgangseffekten i båndet kan deretter overvåkes og brukes til å dekode pH-verdien i henhold til protokollen. Bruk av en aktiv mottaker anbefales for første testing. Hvis den brukes inne i en implanterbar enhet, kommer den med en økning i kompleksitet og en stor energistraff. Det kan ikke gi "nullkrafts" fordelen som Schottky-detektoren gir.
I dag er nesten alle aktive implanterbare medisinske enheter ikke designet med interoperabilitet i tankene. Deres konfigurasjon gjøres manuelt av en kirurg eller utøver25 og samarbeider ikke. Den implanterbare enheten som presenteres i denne metoden sammen med en passiv retennamottaker, viser en måte å realisere sømløs dataoverføring fra en engangssensor til en annen implanterbar enhet. Selv om kommersielt tilgjengelige RF-moduler for implanterbare enheter basert på heterodynekonseptet eksisterer, er mottakermodusen svært strømkrevende26. Med den presenterte løsningen er det ikke nødvendig med noen aktiv mottaker i nevrostimulatoren; kretsen kan bygges for å være helt passiv. De viktigste fordelene ved å ta hensyn til pasientdata i sanntid er å forbedre effekten av behandlingen og redusere strømforbruket betydelig. For eksempel, når det gjelder GERD-terapi, kan en pH-sensor presentert i manuskriptet implanteres over den nedre spiserøret etter implantasjon av stimulatoren for automatisk å tilpasse nevrostimuleringsmønsteret for å maksimere effekten av behandlingen samtidig som strømforbruket minimeres. Ettersom implantasjonen av sensoren til den indre spiserøret veggen er utsatt for dislokasjon etter flere dager, er det mer fornuftig å designe sensoren som en batteridrevet. Takket være den høyere volumetriske energitettheten til primærbatterier er bruken av en primær strømkilde overlegen en sensor som inneholder en trådløs strømmottakskrets, ladespole og kondensatorbasert energilagring. Den generelle effektiviteten til den trådløse ladingen er også sterkt avhengig av spolens romlige orientering, noe som vil introdusere enda en vanskelighet for designet. Trådløs lading gir fordeler for de permanent implanterte mikroneurostimulatorene, det vil si til submucosa14. Den batteridrevne pH-sensoren gir en mulighet til å optimalisere energiforbruket til en slik mikroneurostimulator. I stedet for permanent/regelmessig nevrostimulering av sphincteren, kan pH-sensoren vise når stimuleringen er nødvendig (dvs. primært om natten og/eller hvilke timer på dagen) og hvilken effekt som er lavest mulig for å oppnå tilstrekkelig lavere esophageal sphinctertrykk. Disse lukkede eller kvasi-lukkede sløyfe implanterbare systemene kan bli et lovende alternativ til dagens tradisjonelle systemer, og tilbyr mindre implanterbare enheter med mindre invasiv implantasjon og forbedrer behandlingens effekt.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
Forfatterne har ingenting å erklære.
Acknowledgments
Forfatterne anerkjenner takknemlig Charles University (prosjekt GA UK No 176119) for å støtte denne studien. Dette arbeidet ble støttet 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).
