un ultrasonido

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 16174 (2022) Citar este artículo

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La transferencia de energía inalámbrica es una de las tecnologías habilitadoras para alimentar dispositivos biomédicos implantables. La biocompatibilidad y la compatibilidad con CMOS de los dispositivos inalámbricos de transferencia de energía son muy deseadas debido a problemas de seguridad y espacio. Hacia aplicaciones implantables, este documento presenta una fuente de alimentación inalámbrica inducida por ultrasonido basada en un transductor ultrasónico micromecanizado piezoeléctrico (PMUT) de AlN. La fuente de alimentación inalámbrica integra transferencia de energía inalámbrica, administración de energía y funciones de almacenamiento de energía. El conjunto PMUT se utiliza como un receptor de energía inalámbrico pasivo, seguido de redes de adaptación de impedancia eléctrica y un multiplicador de voltaje para una transmisión y rectificación de energía eficientes. La intensidad de potencia de salida del receptor inalámbrico alcanza los 7,36 μW/mm2 con una potencia de ultrasonido incidente por debajo del límite de seguridad de la FDA. La potencia de salida de la fuente de alimentación inalámbrica alcanza los 18,8 μW y un condensador de 100 μF se carga por completo a 3,19 V después de la administración de energía, lo que es suficiente para alimentar muchos dispositivos biomédicos implantables de baja potencia, como la estimulación eléctrica neuronal, los biosensores y la comunicación intracorporal. aplicaciones La fuente de alimentación inalámbrica se implementa en una PCB con un diámetro de 1 cm. Con la biocompatibilidad y la compatibilidad CMOS de la película delgada AlN en comparación con el PZT de uso común, la solución propuesta allana el camino para fuentes de alimentación inalámbricas más seguras y ultraminiaturizadas con un mayor desarrollo que incorpore todas las funciones en un chip monolítico en el futuro.

Con los avances recientes en biomedicina, nanotecnología y microelectrónica, la demanda de fuentes de alimentación inalámbricas para dispositivos biomédicos implantables (IBD) está aumentando rápidamente1. Las EII se aplican ampliamente en la vida diaria, como estimuladores neuromusculares, prótesis visuales, marcapasos cardíacos, desfibriladores cardíacos, implantes cocleares, monitores de pH, tensiómetros y gastroestimuladores. Estos dispositivos pueden proporcionar funciones de diagnóstico, tratamiento y monitoreo en tiempo real y mejorar la calidad de vida de los pacientes. En la actualidad, la mayoría de los dispositivos biomédicos implantables aún dependen de baterías para operar en el cuerpo humano. Aunque la tecnología de las baterías ha logrado avances inspiradores en los últimos años2,3, esta tecnología todavía sufre inconvenientes obvios. Las baterías experimentan una vida útil limitada, peso y volumen relativamente altos, posibilidad de fuga de sustancias tóxicas y dificultad de integración. El reemplazo frecuente de la batería para el mantenimiento de la EII durante el tratamiento podría causar inconvenientes y posibles lesiones a los pacientes.

Para resolver estos problemas, se han realizado investigaciones para quitar las baterías de las EII o prolongar la vida útil de las baterías. La transferencia de energía inalámbrica (WPT) es una de las tecnologías habilitadoras para alimentar las EII. Se han propuesto varias estrategias de WPT para alimentar las EII, que incluyen principalmente el método de acoplamiento inductivo, el método acústico y el método de radiación electromagnética4. Radiación electromagnética WPT emplea antenas transmisoras y receptoras para transferir energía a través de ondas electromagnéticas5. Sin embargo, las ondas electromagnéticas pueden generar fácilmente un calentamiento excesivo del tejido y estas ondas están muy atenuadas en el tejido humano. Además, la longitud de onda larga de las ondas electromagnéticas da como resultado un tamaño de receptor relativamente grande. El acoplamiento inductivo WPT se basa en dos bobinas acopladas6. Este método logra una alta eficiencia en el campo cercano pero experimenta un fuerte deterioro de la eficiencia en el campo lejano, lo que limita la profundidad utilizable de IBD. La WPT acústica suele adoptar transductores ultrasónicos como receptores de energía. En comparación con los otros dos métodos, puede lograr receptores más pequeños y una penetración más profunda debido a las longitudes de onda más cortas y la menor atenuación en el cuerpo, respectivamente4. Además, el calentamiento del tejido y la interferencia electromagnética son mínimos7.

En los últimos años, las investigaciones sobre TIP acústica han llamado mucho la atención8,9,10,11,12,13. La mayoría de estos trabajos están dedicados a optimizar el proceso de transmisión de potencia oa combinar el transductor con aplicaciones in vivo. Aunque la TIP acústica orientada a la EII ha mejorado enormemente en los últimos años, aún quedan problemas y desafíos4,6,14,15. En primer lugar, la mayoría de los receptores piezoeléctricos implementados actualmente se basan en titanato de circonato de plomo (PZT), que no es un material biocompatible y las posibles fugas de plomo pueden ser dañinas para el cuerpo humano y el medio ambiente. Con la creciente conciencia de la protección del medio ambiente y la implementación de la directiva de Restricción de Sustancias Peligrosas (RoHS), el uso de materiales sin plomo y ecológicos para reemplazar los materiales que contienen plomo se ha convertido en una fuerte tendencia. En segundo lugar, las aplicaciones prácticas suelen requerir una fuente de alimentación inalámbrica (WPS) que integre la TIP con un circuito de gestión y almacenamiento de energía; sin embargo, los transductores cerámicos PZT actuales no son compatibles con IC para un solo chip. Un solo chip que integre un receptor compatible con CMOS y la electrónica CMOS podría llevar a un WPS a una miniaturización extrema. En comparación con estos trabajos, la matriz AlN PMUT adoptada en este documento se basa en material sin plomo y tiene ciertas ventajas. El proceso de fabricación de película delgada de AlN es compatible con la tecnología CMOS estándar, lo que permite la integración monolítica de transductores y circuitos MEMS16. Se puede depositar mediante un proceso de pulverización catódica a baja temperatura en obleas CMOS metalizadas. En comparación con PZT, el AlN sin plomo es un material biocompatible17,18,19,20,21,22. Sin embargo, la investigación actual sobre AlN PMUT se centra principalmente en aplicaciones de imágenes ultrasónicas y alcance ultrasónico en lugar de WPT. Aunque trabajos previos basados en AlN han destacado posibles soluciones23,24, no se ha realizado una WPS completa.

Dado que no se ha implementado WPS implantable basado en AlN PMUT, este trabajo explora la viabilidad de esta idea. El WPS propuesto integra WPT y funciones de administración de energía, incluido un receptor ultrasónico basado en AlN, un multiplicador de voltaje, redes de adaptación de impedancia eléctrica, una unidad de administración de energía y un condensador de carga. El WPS establecido se implementa en una PCB de 1 cm de diámetro y su potencia de salida ya es suficiente para la aplicación de estimulación eléctrica neuronal en nuestro siguiente paso. Dado que la estrategia propuesta permite la integración completa como un chip monolítico en el futuro, abre nuevas formas para los nodos estimuladores neuronales inalámbricos y sin batería con una huella sustancialmente reducida y una seguridad mejorada.

El diagrama de bloques del dispositivo de suministro de energía inalámbrico (WPS) inducido por ultrasonido propuesto se muestra en la Fig. 1. Un generador de funciones termina directamente con un amplificador de potencia y genera una onda de ráfaga sinusoidal a una sonda ultrasónica piezoeléctrica comercial en el entorno externo. Una matriz de transductores ultrasónicos micromecanizados piezoeléctricos basados en AlN (AlN-PMUT) con sellado de parileno está diseñada y fabricada como receptor de energía inalámbrico. Un multiplicador de voltaje Villard de 3 etapas está diseñado y optimizado para transformar CA en CC y aumentar el voltaje de salida con una alta eficiencia. La unidad de administración de energía (PMU) se implementa para almacenar y regular la potencia de CC de salida del multiplicador de voltaje. Se emplea un condensador cerámico multicapa (MLCC) como dispositivo de almacenamiento de energía. Varias redes de adaptación de impedancia eléctrica con estructura de filtro pasivo están diseñadas para mejorar la eficiencia de transmisión de energía entre la PMUT y el circuito subsiguiente. Todo el dispositivo WPS se implementa en un sustrato de placa de circuito impreso (PCB) FR-4 sin plomo y de bajo costo.

Diagrama de bloques de la fuente de alimentación inalámbrica inducida por ultrasonido propuesta.

El elemento PMUT propuesto exhibe una estructura multicapa bidimensional apilada que consta de dos electrodos metálicos y una sola película delgada piezoeléctrica. Ambos electrodos contienen molibdeno (Mo) y la capa piezoeléctrica es una película delgada de AlN. La matriz AlN-PMUT propuesta se fabrica sobre un sustrato de silicio (Si). Cuando el AlN-PMUT es excitado por una onda ultrasónica incidente, la película delgada piezoeléctrica vibra en modo de flexión y se genera un momento de flexión. El momento de flexión generado puede causar tensión mecánica en la película piezoeléctrica de AlN, y luego se convierte en una carga eléctrica a través del efecto piezoeléctrico directo.

Para obtener una mayor eficiencia de transmisión de energía y un volumen relativamente menor de todo el dispositivo, la frecuencia de resonancia del AlN-PMUT debe elegirse adecuadamente. En primer lugar, dado que la atenuación de las ondas sonoras en el tejido biológico es proporcional a la frecuencia de funcionamiento, las ondas ultrasónicas de alta frecuencia se atenúan más rápidamente y es posible que la energía transmitida no cumpla los requisitos de la aplicación. En segundo lugar, cuando el transductor MEMS está a la distancia Rayleigh de la sonda ultrasónica, la eficiencia de recepción es la más alta y la distancia Rayleigh de los transductores ultrasónicos con diferentes frecuencias es diferente, y la frecuencia se puede seleccionar de acuerdo con la aplicación de diferentes distancias. En tercer lugar, la frecuencia de resonancia del transductor de ondas acústicas MEMS piezoeléctrico disminuye con el aumento del área y, por lo tanto, también se debe considerar el tamaño del dispositivo. Debido a que los tres factores anteriores deben considerarse al mismo tiempo, es importante equilibrarlos entre sí según las aplicaciones específicas. La frecuencia de resonancia teórica del primer modo de AlN-PMUT se puede calcular como25:

donde D es la rigidez a la flexión de la placa, a es el radio de la membrana circular y ρ es la densidad de masa del área. De acuerdo con la ecuación anterior, la frecuencia central deseada puede obtenerse controlando el espesor de cada capa y el diámetro de la membrana.

Para el diseño avanzado de PMUT, se realizó un análisis de elementos finitos (FEA) y el modelo de simulación se muestra en la Fig. 2a. Debido a la simetría de los PMUT circulares, se adoptó un modelo bidimensional, reduciendo el recurso computacional y aumentando la precisión computacional. El desplazamiento total de la membrana se muestra en la Fig. 2b. Cuando el PMUT se utiliza como receptor, su sensibilidad de recepción alcanza el valor máximo cuando la cobertura del electrodo superior es de alrededor del 70%. De acuerdo con los resultados de la simulación, el rendimiento de recepción del receptor es óptimo cuando la relación de espesor de la capa piezoeléctrica a la capa del electrodo inferior es 1:2. En la fabricación, el espesor de la película delgada piezoeléctrica fue de 0,45 μm y el espesor de la capa del electrodo inferior fue de 0,9 μm. Los resultados simulados de las curvas de impedancia eléctrica se muestran en la Fig. 2c, d, con dos casos considerados, es decir, con y sin sellado de parileno. De acuerdo con los resultados de la simulación, el cambio de fase en la resonancia después del sellado disminuye ligeramente y la frecuencia resonante aumenta significativamente. A medida que aumenta más el grosor del sellado de parileno, la frecuencia resonante aumenta en consecuencia. La impedancia de un solo elemento PMUT es de aproximadamente 10 kΩ, que es muy alta para un receptor de energía inalámbrico. Para lograr una impedancia más baja y, por lo tanto, una corriente más alta de las ondas ultrasónicas incidentes, muchos elementos PMUT se conectan en paralelo para formar una matriz. La conexión en paralelo reduce la impedancia general de miles a cientos de ohmios. La matriz PMUT resultante contiene 20 × 20 elementos.

Simulación FEA del AlN-PMUT. ( a ) Modelo de simulación FEA bidimensional de PMUT. (b) Desplazamiento total de la membrana. ( c ) Curva de impedancia eléctrica sin sellado de parileno. ( d ) Curva de impedancia eléctrica con sellado de parileno de 2,2 μm.

El proceso de fabricación de la matriz AlN-PMUT propuesta se muestra en la Fig. 3. Primero, se usó una oblea de silicio de alta resistencia como sustrato y se grabaron cavidades de 3,4 μm mediante el proceso de grabado de iones reactivos (RIE), como se muestra en la Fig. 3a, b. Los bordes de la cavidad se inclinaron ajustando el perfil fotorresistente y la receta de grabado RIE para un mejor relleno de PSG en la cavidad. PSG con un espesor superior a la profundidad de la cavidad se depositó mediante el proceso de deposición de vapor químico mejorado con plasma (PECVD), como se muestra en la Fig. 3c. A continuación, toda la oblea se planarizó mediante un proceso de pulido mecánico químico (CMP), como se muestra en la Fig. 3d. CMP eliminó el PSG fuera de la cavidad de manera que la superficie del sustrato quedó completamente expuesta pero quedó el PSG en la cavidad. La uniformidad de CMP fue inferior al 10%, lo que afecta la profundidad de la cavidad. Sin embargo, la profundidad de la cavidad tiene poca influencia en el rendimiento de PMUT. Se utilizó el proceso de deposición física de vapor (PVD) para depositar 0,9 μm de molibdeno como electrodo inferior, como se muestra en la Fig. 3e. El electrodo inferior también se modeló en la forma del objetivo mediante el proceso RIE. Teniendo en cuenta que la capa piezoeléctrica y el electrodo superior deben depositarse sobre el electrodo inferior, el borde estampado del electrodo inferior solía tener una pendiente, de modo que los materiales depositados posteriormente estuvieran libres de concentración de tensión. Los bordes de los electrodos inferiores se inclinaron ajustando el perfil fotorresistente y la receta de grabado RIE. En el siguiente paso, se utilizó el proceso PVD para depositar una película delgada de AlN de 0,45 μm y un electrodo superior de molibdeno de 0,1 μm, como se muestra en la Fig. 3f,g. Posteriormente se modelaron el electrodo superior y el AlN. La capa de oro se depositó por proceso PVD con un espesor de 0,8 μm para formar almohadillas de conexión, como se muestra en la Fig. 3h. La capa de oro de 0,8 μm garantiza que el paso del AlN grabado esté completamente cubierto y que el electrodo superior esté conectado al bus. Después de cortar la oblea, se sumergió toda la oblea en una solución de ácido fluorhídrico para eliminar el PSG y suspender la estructura, como se muestra en la Fig. 3i.

Proceso de fabricación de la matriz AlN-PMUT propuesta. (a) Oblea de silicio. (b) Grabado de la cavidad. (c) Relleno de la cavidad con PSG. (d) Planarización de la oblea de silicio. (e) Deposición y grabado de los electrodos inferiores. ( f ) Deposición de la película delgada de AlN. (g) Deposición y grabado de los electrodos superiores. (h) Deposición de la capa de oro como almohadillas. (i) Grabado PSG y liberación de estructura.

La Figura 4a,b muestra imágenes ópticas de la matriz AlN-PMUT fabricada. Cada elemento individual de AlN-PMUT contiene cuatro orificios de liberación con un diámetro de 10 μm. El diámetro del electrodo superior era de 27 μm y el diámetro de la cavidad era de 39 μm. La distancia entre cada elemento PMUT fue de 89 μm. El área efectiva de la matriz AlN-PMUT fue de aproximadamente 2,55 mm2.

Imágenes de la matriz AlN-PMUT. ( a ) Imagen microscópica de la matriz PMUT. (b) Imagen microscópica ampliada de un elemento PMUT. ( c ) Imagen SEM de la sección transversal del AlN-PMUT sellado.

Después de la fabricación de la matriz AlN-PMUT sin sellar, se realizó un experimento de recepción en un tanque lleno de agua desionizada. El voltaje de salida de la matriz PMUT mostró una caída dependiente del tiempo, eventualmente hasta 100 mV, porque el agua entró en la cavidad a través del orificio de liberación. Para resolver este problema, la matriz AlN-PMUT se selló con parileno. La Figura 4c muestra una imagen SEM de la matriz AlN-PMUT sellada. El espesor de la capa de sellado de parileno era de aproximadamente 2,1 µm. La cavidad estaba en vacío bajo después del sellado, y la sensibilidad de recepción de PMUT debería aumentar a medida que el nivel de vacío aumenta aún más debido al factor de calidad más alto.

Las curvas de impedancia eléctrica de la matriz de receptores se midieron mediante un analizador de impedancia antes y después del sellado. Los resultados medidos que se muestran en la Fig. 5a,b coinciden bien con el valor de simulación que se muestra en la Fig. 2c,d. Al conectar en paralelo los elementos PMUT, la impedancia eléctrica se redujo a aproximadamente 200 Ω.

Experimento de prueba de la matriz PMUT. ( a ) Curvas de la impedancia de la matriz PMUT sin sellado de parileno. ( b ) Curvas de la impedancia de la matriz PMUT con sellado de parileno. ( c ) Configuración experimental para evaluar la matriz AlN-PMUT como receptor de energía inalámbrico. ( d ) Sensibilidad medida de la matriz PMUT. La sensibilidad de la matriz AlN-PMUT fue de aproximadamente 1 V/Mpa.

Se llevaron a cabo experimentos de recepción bajo el agua para caracterizar el rendimiento de recepción de la matriz PMUT sellada en un tanque lleno de agua desionizada, como se muestra en la Fig. 5c. Se conectó un generador de funciones a un amplificador de potencia para generar una señal sinusoidal transmitida a la sonda. La presión sonora generada por la sonda comercial se calibró con un hidrófono de aguja adquirido de Precision Acoustics. Medimos la sensibilidad de recepción del receptor y realizamos un ajuste lineal a los datos, como se muestra en la Fig. 5d. Los resultados del experimento muestran que la sensibilidad de recepción del PMUT es de aproximadamente 1 V/MPa.

La intensidad de la potencia ultrasónica incidente está controlada por la forma de onda del generador de funciones a 7 mW/mm2, que está por debajo del límite de seguridad de la FDA. La intensidad de potencia de la onda de ultrasonido se puede calcular como:

donde p es la presión sonora máxima de la onda de ultrasonido, ρ es la densidad del medio de propagación, c es la velocidad del sonido en el medio y C es el ciclo de trabajo de la onda. Según la intensidad de la potencia de entrada ultrasónica (7 mW/mm2) y el área efectiva del receptor (2,55 mm2), la potencia de entrada es de unos 17,85 mW. De acuerdo con la impedancia y el voltaje de salida de la PMUT, la potencia de salida de la PMUT se puede calcular en 42 μW y la eficiencia de transmisión de potencia (PTE) se calcula en 0,236 %.

La potencia ultrasónica recibida por el PMUT genera una señal de CA. Para convertir CA en energía CC, el multiplicador de voltaje constituye una parte crucial del dispositivo WPS. El nivel de voltaje de CC de salida de un rectificador de una sola etapa (Fig. 6a) es relativamente bajo e insuficiente para circuitos o aplicaciones posteriores26,27. En comparación con los rectificadores de una etapa, aunque los multiplicadores de tensión contienen más componentes y, por lo tanto, alcanzan una menor eficiencia, los multiplicadores de tensión de n etapas rectifican la señal de entrada y aumentan la tensión28.

Caracterización del circuito rectificador y booster. (a) Diagrama esquemático de un multiplicador de voltaje de una sola etapa. (b) Diagrama esquemático de un multiplicador de voltaje Villard de n etapas. ( c ) Resultado de la simulación SPICE para multiplicadores de voltaje Villard con una resistencia de carga de 10 kΩ. El resultado de la simulación indica que el circuito de 3 etapas alcanza la máxima potencia de salida. ( d ) Resultado experimental para la salida del multiplicador de voltaje de Villard bajo diferentes cargas. El AlN-PMUT está directamente conectado al circuito multiplicador de voltaje.

Los multiplicadores de voltaje exhiben muchas estructuras. En las aplicaciones de recolección de energía (EH) y WPT, los multiplicadores de voltaje más comúnmente empleados incluyen el multiplicador de voltaje de Villard (multiplicador de voltaje de Cockcroft-Walton) y el multiplicador de voltaje de Dickson. El voltaje de salida de estos multiplicadores de voltaje depende del número de etapas y el voltaje directo de los diodos. La eficiencia de transmisión de potencia de un multiplicador de voltaje dado está determinada por el rendimiento del componente, la estructura, el nivel de potencia de entrada, la carga, la fuente y el número de etapas. Se podría implementar un multiplicador de voltaje que involucre diodos Schottky o CMOS con transistores, y cada etapa consta de dos capacitores y dos diodos. Evaluamos y simulamos el desempeño de diferentes diodos Schottky comerciales. El diodo elegido fue el diodo 1SS372 adquirido de Toshiba, que exhibe un voltaje directo muy bajo (0,18 V a 1 mA), alta velocidad de conmutación y paquete SOT-323 sin plomo y es adecuado para aplicaciones miniaturizadas de baja potencia. Según los resultados de la simulación, los niveles de rendimiento de los multiplicadores de voltaje de Villard y Dickson son similares. En la Fig. 6b se muestra un diagrama esquemático de un multiplicador de voltaje Villard de n etapas.

Para optimizar el diseño, simulamos el desempeño de multiplicadores de voltaje con diferentes estructuras y número de etapas en el software SPICE. Con el aumento del número de etapas, la impedancia de entrada del multiplicador disminuyó. Construimos un modelo de simulación SPICE del PMUT basado en los resultados del análisis de impedancia y lo simulamos junto con los multiplicadores de voltaje. La impedancia de entrada del circuito de administración de energía es de aproximadamente 10 kΩ, y el circuito de administración de energía está directamente conectado a la salida de los multiplicadores de voltaje. Por lo tanto, se eligió 10 kΩ como la carga de los multiplicadores de tensión. El resultado de la simulación se muestra en la Fig. 6c, y revela que el multiplicador de voltaje de 3 etapas logra la salida más alta de 1,22 V. Debido a la resistencia interna y la capacitancia de la matriz PMUT, los multiplicadores de voltaje que involucran más de 3 etapas no pueden producir una salida más alta. niveles de voltaje

Para verificar el resultado de la simulación, construimos y evaluamos diferentes circuitos multiplicadores de voltaje con el PMUT. Para obtener más energía en el capacitor de almacenamiento, adoptamos un capacitor de 100 μF como Cout. La salida PMUT se terminaba directamente con la entrada del multiplicador de tensión. El experimento también se llevó a cabo en agua desionizada de manera similar al experimento anterior. Se evaluaron multiplicadores de voltaje de 1 a 4 etapas con diferentes cargas. El resultado de la prueba se muestra en la Fig. 6d. La salida del multiplicador de tensión de 3 etapas alcanzó aproximadamente 1,13 V. El margen de error entre el resultado de la simulación y el valor medido fue del 11 %. Los resultados experimentales indican que la tensión de salida del multiplicador de tensión de 3 etapas a 10 kΩ es superior a la de otros circuitos (0,77 V, 1,05 V y 1,07 V). Por lo tanto, se adoptó un multiplicador de voltaje de 3 etapas para el diseño final.

En aplicaciones de transductores, el método de adaptación de impedancia generalmente se aplica para mejorar la relación señal-ruido (SNR), el nivel de potencia de la señal deseada y el ancho de banda del transductor29,30. En nuestra aplicación, diseñamos y evaluamos varias redes de adaptación de impedancia eléctrica (EIMN) para mejorar la eficiencia de transmisión de energía entre el receptor y el circuito posterior. Las redes de adaptación de impedancia eléctrica propuestas se basaron en estructuras de filtro con componentes pasivos, incluidos condensadores e inductores31,32,33. La máxima transferencia de potencia de la fuente a la carga se puede lograr si la impedancia de la carga es el conjugado complejo de la impedancia de la fuente34. Como se muestra en la Fig. 7a, se deben satisfacer las siguientes ecuaciones:

Redes de adaptación de impedancias. (a) Diagrama esquemático de la red de adaptación de impedancia. Cuando el circuito está perfectamente emparejado, Zin está conjugado con ZPMUT. (b) EIMN de tipo L de paso bajo. (c) EIMN tipo L de paso alto. (d) EIMN de tipo Pi de paso bajo. (e) EIMN de tipo T de paso bajo. (f) EIMN de tipo T de paso alto.

Para diseñar las redes de adaptación de impedancia eléctrica anteriores, se deben conocer los valores de impedancia de la PMUT y el circuito subsiguiente. La impedancia medida del PMUT a la frecuencia de excitación es de 24,1–j312,6 Ω y la impedancia del circuito es de 19,7–j979,7 Ω. Los parámetros de cada EIMN se calcularon automáticamente mediante un software de simulación. Diseñamos EIMN de tipo L y de 3 elementos en software de simulación y evaluamos estos circuitos en el experimento posterior. La red de adaptación de impedancia eléctrica de tipo L diseñada incluía estructuras de filtro de paso alto y bajo, como se muestra en la Fig. 7b y c, respectivamente. En la estructura del filtro de paso bajo, los valores calculados del inductor y el condensador son 100,5 μH y 26,7 pF, respectivamente. En la red de adaptación de paso alto, los valores calculados del inductor y el condensador son 41 μH y 103,4 pF, respectivamente. Los EIMN de tres elementos generalmente incluyen redes de coincidencia de tipo Pi y redes de coincidencia de tipo T. Como se muestra en la Fig. 7d, la red de adaptación de tipo Pi diseñada implicaba un filtro de paso bajo que contenía dos condensadores en derivación y un inductor en serie. Los valores calculados de CS y CL son 548,6 pF y 151,1 pF, respectivamente, y el valor del inductor en serie es 351,6 μH. La red de coincidencia de tipo T diseñada incluía estructuras de filtro de paso bajo y paso alto, como se muestra en la Fig. 7e y f, respectivamente. La red de adaptación tipo T de paso bajo contenía dos inductores en serie y un condensador en derivación. Los valores calculados de LS y LL son 30 μH y 82,7 μH, respectivamente, y el valor del capacitor en serie es 2,3 nF. La red de adaptación de tipo T de paso alto incluía dos condensadores en serie y un inductor en derivación. Los valores calculados de CS y CL son 320,2 pF y 313,4 pF, respectivamente, y el valor del inductor de derivación es 2,8 μH.

Medimos el nivel de voltaje de CC de salida del multiplicador de voltaje con diferentes EIMN. El voltaje de CC de salida sin un EIMN alcanzó 1,1 V. El EIMN de paso alto tipo L y el EIMN de paso alto tipo T tienen el mejor rendimiento y aumentaron el voltaje de salida a aproximadamente 1,4 V y 1,2 V, respectivamente. El error en el valor del componente osciló entre aproximadamente el 10 y el 20 %. Además, la resistencia de corriente continua (DCR) de los inductores también podría afectar el rendimiento de EIMN. Las pérdidas de los condensadores son insignificantes, pero la DCR de los inductores suele alcanzar unos pocos ohmios. Dado que el valor de DCR está cerca de RPMUT y RLoad, se degrada el rendimiento de EIMN. Por lo tanto, el EIMN de paso alto tipo L y el EIMN de paso alto tipo T lograron un mejor rendimiento porque estos EIMN incluyen inductores de derivación, lo que minimiza los efectos negativos de la DCR. La potencia de salida del multiplicador de tensión sin EIMN alcanzó los 11,6 μW. El EIMN de paso alto tipo L y el EIMN de paso alto tipo T aumentaron la potencia de salida en aproximadamente un 60 % y un 19 %, respectivamente, y la salida promediada en el tiempo por debajo del límite de seguridad de la FDA alcanzó 18,8 μW y 13,84 μW, respectivamente. La intensidad de potencia de salida es de aproximadamente 7,36 μW/mm2.

El dispositivo WPS propuesto se implementó en un PCB FR-4 circular con un diámetro de 1 cm fabricado a través de un proceso sin plomo. El diseño del circuito final discutido anteriormente se muestra en la Fig. 8a. El dispositivo incluye la matriz AlN-PMUT, redes de adaptación de impedancia eléctrica, circuito multiplicador de voltaje, PMU y capacitor de almacenamiento MLCC de 100 μF en la PCB, como se muestra en la Fig. 8b. El voltaje recibido y la potencia de la salida del multiplicador de voltaje a diferentes distancias se muestran en la Fig. 8c. Como se muestra en la Fig. 8d, se tarda aproximadamente 4 minutos en cargar un MLCC de 100 μF a 3,19 V con adaptación de impedancia, más rápido que sin adaptación de impedancia.

Dispositivo WPS propuesto. (a) Diagrama esquemático del dispositivo WPS propuesto. (b) Foto del dispositivo WPS propuesto con un diámetro de 1 cm junto a una moneda. (c) Voltaje recibido y potencia del multiplicador de voltaje a diferente distancia. ( d ) Curva de carga del MLCC de 100 μF. Se tarda menos de 4 min en cargar un MLCC de 100 μF a 3,19 V con adaptación de impedancia, en contraste con 5 min sin adaptación de impedancia.

El PTE experimental de la matriz AlN-PMUT en agua es de aproximadamente 0,236% a una profundidad de caracterización de 25 mm, como se muestra en la sección "Diseño y optimización del multiplicador de voltaje". También se ha estimado la distancia máxima de transmisión de potencia y PET en tejido. La fórmula utilizada para la estimación es

donde el factor de atenuación α(f) es una función de la frecuencia operativa, x es la distancia a lo largo del eje acústico, p0 es la presión sonora medida de la sonda y p es la presión sonora estimada4. En la sangre y los tejidos, el coeficiente de atenuación (0,3 dB cm−1 MHz−1) de las ondas sonoras suele ser superior al del agua. Se calcula que la distancia máxima de transmisión de potencia en sangre o tejido es de unos 6 cm con un PTE máximo de alrededor de 0,13%.

A modo de comparación, los trabajos relacionados realizados en los últimos años sobre dispositivos WPT acústicos miniaturizados se resumen en la Tabla 1. La Tabla 1 solo muestra los trabajos relacionados con transductores MEMS y cerámicas PZT submilimétricas; los dispositivos WPT más grandes no se muestran en la tabla. A medida que aumenta el volumen del receptor de energía inalámbrico, generalmente aumenta su eficiencia. La intensidad de potencia de salida, la potencia entregada a la carga y el PTE de nuestro dispositivo alcanzan los 7,36 μW/mm2, 18,8 μW y 0,236 %, respectivamente. Ya son mejores que muchos dispositivos WPT acústicos basados en PZT35,36,37, aunque el PTE y la potencia entregada a la carga de nuestro dispositivo no son los mejores8,11 debido al coeficiente piezoeléctrico inherentemente más bajo de AlN. En comparación con otros materiales piezoeléctricos, los materiales cerámicos PZT tienen una constante piezoeléctrica más alta y coeficientes de acoplamiento efectivos y, por lo tanto, generalmente tienen un PTE más alto. Además, los PZT cerámicos son material a granel y, por lo tanto, su mayor factor de calidad en la resonancia mecánica también mejoraría el valor de PTE a costa de un menor ancho de banda. La potencia de salida de nuestro dispositivo alcanza más de 10 μW y el voltaje de la fuente de alimentación completamente cargada de nuestro dispositivo supera los 3 V. Desde la perspectiva del uso práctico, son suficientes para alimentar IBD de baja potencia para muchas aplicaciones, como temporizadores para biosensores ( < 660 pW), estimulaciones eléctricas neurales (> 1 μW), comunicación intracorporal de alta velocidad de datos o interruptores MEMS para dispositivos médicos implantables37,38,39,40,41,42. Además, el transductor basado en AlN en este trabajo no contiene plomo, es compatible con CMOS y es más delgado en tamaño, en contraste con los transductores basados en PZT de última generación. El WPS basado en AlN PMUT en este trabajo se utilizará en nuestra investigación futura para la estimulación eléctrica neuronal y la comunicación pasiva para la grabación inalámbrica de sistemas neuronales.

Nuestro trabajo futuro se centrará en la optimización de la matriz PMUT y las redes de adaptación de impedancia eléctrica para lograr un mayor nivel de potencia de salida y eficiencia de transmisión de potencia, respectivamente. Además, se realizarán experimentos en tejido con dispositivos empaquetados con fines de demostración práctica. Cuando se implante en el cuerpo de un animal en investigaciones futuras, el WPS se puede empaquetar completamente utilizando materiales biocompatibles, por ejemplo, parileno. Mientras tanto, el PCB se puede reemplazar por un sustrato biocompatible, por ejemplo, poliimida. Finalmente, debido a la compatibilidad CMOS de la matriz PMUT, los circuitos podrían implementarse en formato ASIC e integrarse con una matriz AlN-PMUT como un solo chip en el futuro, cuyo tamaño podría reducirse a milímetros e incluso más pequeño. Aunque el chip monolítico PMUT-CMOS aún no se ha realizado, la solución propuesta en este trabajo allana el camino para fuentes de alimentación inalámbricas ultraminiaturizadas, biocompatibles y compatibles con CMOS.

Este trabajo introdujo un WPS inducido por ultrasonido que incluye funciones de WPT, administración de energía y almacenamiento de energía. La sensibilidad de la matriz AlN-PMUT fue de aproximadamente 1 V/Mpa y el PTE fue de aproximadamente 0,236 %. Se incluyeron redes de adaptación de impedancia eléctrica para mejorar la eficiencia de transmisión de energía. La intensidad de potencia de salida con rectificación y un circuito de refuerzo alcanzó los 7,36 μW/mm2, y el voltaje cargado en el capacitor de 100 μF podría alcanzar los 3,19 V, que es suficiente para muchos sensores e circuitos integrados de baja potencia implantables. El WPS se implementó en un PCB de 1 cm de diámetro. La solución propuesta tiene el potencial de ser completamente biocompatible y compatible con CMOS cuando la matriz AlN-PMUT y el circuito CMOS se integren en un solo chip en el futuro.

Para la medición de la impedancia del receptor se utilizó un analizador de impedancia E4990A (Keysight, USA). Se utilizó un generador de señales DG4000 (RIGOL, China) para generar señales sinusoidales al transmisor. Para la medición de la presión sonora se utilizó un hidrófono de aguja de 2,0 mm NH2000 (Precision Acoustics, Reino Unido). Para la medición de voltaje, la salida se conectó a un osciloscopio RTB2002 (Rohde & Schwarz, Alemania).

Los datos que respaldan los hallazgos de este estudio están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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Descargar referencias

Este trabajo fue apoyado por fondos proporcionados por la Fundación de Ciencias Naturales de China (NSFC Grant No. 62001322), el Proyecto Municipal de Ciencia y Tecnología de Tianjin (No. 20JCQNJC011200) y el Programa Nacional de Investigación y Desarrollo Clave (No. 2020YFB2008800).

Laboratorio estatal clave de tecnología e instrumentos de medición de precisión, Universidad de Tianjin, Tianjin, 300072, China

Zhicong Rong, Menglun Zhang, Yuan Ning y Wei Pang

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ZR y MZ conceptualizaron la idea y el diseño del dispositivo. ZR y YN probaron el dispositivo y analizaron los datos experimentales. MZ y WP supervisó las actividades de investigación y contribuyó a la preparación del manuscrito. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a Menglun Zhang o Wei Pang.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Rong, Z., Zhang, M., Ning, Y. et al. Una fuente de alimentación inalámbrica inducida por ultrasonido basada en transductores ultrasónicos micromecanizados piezoeléctricos AlN. Informe científico 12, 16174 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19693-5

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Recibido: 28 junio 2022

Aceptado: 02 septiembre 2022

Publicado: 28 de septiembre de 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-19693-5

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