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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 que permiten alimentar dispositivos biomédicos implantables. La biocompatibilidad y la compatibilidad CMOS de los dispositivos inalámbricos de transferencia de energía son muy deseadas debido a preocupaciones de seguridad y huella. Hacia aplicaciones implantables, este artículo 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 funciones de transferencia de energía inalámbrica, administración de energía y almacenamiento de energía. La matriz PMUT se utiliza como 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 eficiente. 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 completamente a 3,19 V después de la administración de energía, lo que es suficiente para alimentar muchos dispositivos biomédicos implantables de baja potencia, como estimulación eléctrica neuronal, biosensores y comunicación intracorporal. aplicaciones. La fuente de alimentación inalámbrica se implementa en una PCB con un diámetro de 1 cm. Con biocompatibilidad y compatibilidad CMOS de película delgada de AlN en comparación con el PZT comúnmente utilizado, la solución propuesta allana el camino para fuentes de alimentación inalámbricas ultraminiaturizadas y más seguras con un mayor desarrollo que incorporará todas las funciones en un chip monolítico en el futuro.

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

Para resolver estos problemas, se han realizado investigaciones para retirar las baterías de los IBD o prolongar su vida útil. La transferencia inalámbrica de energía (WPT) es una de las tecnologías habilitadoras para alimentar los IBD. Se han propuesto varias estrategias de TIP para alimentar IBD, entre las que se incluyen principalmente el método de acoplamiento inductivo, el método acústico y el método de radiación electromagnética4. La TIP de radiación electromagnética 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 larga longitud de onda 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 del IBD. La TIP acústica suele adoptar transductores ultrasónicos como receptores de potencia. 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, se trata de un calentamiento mínimo del tejido y de interferencias electromagnéticas7.

En los últimos años, las investigaciones sobre TIP acústicas han atraído mucha atención8,9,10,11,12,13. La mayoría de estos trabajos están dedicados a optimizar el proceso de transmisión de potencia o combinar el transductor con aplicaciones in vivo. Aunque la TIP acústica orientada a la EII ha logrado enormes mejoras en los últimos años, persisten 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 una posible fuga de plomo puede ser perjudicial para el cuerpo humano y el medio ambiente. Con la creciente conciencia sobre 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, para aplicaciones prácticas suele ser necesaria 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 un WPS a una miniaturización extrema. En comparación con estos trabajos, la matriz AlN PMUT adoptada en este artículo se basa en material sin plomo y tiene ciertas ventajas. El proceso de fabricación de la 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 sobre obleas CMOS metalizadas. En comparación con el 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 medición de imágenes y alcance ultrasónico en lugar de WPT. Aunque trabajos anteriores 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. La WPS propuesta integra TIP y funciones de gestión de energía, incluido un receptor ultrasónico basado en AlN, un multiplicador de tensión, redes de adaptación de impedancia eléctrica, una unidad de gestión 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 el siguiente paso. Dado que la estrategia propuesta permite una integración total como un chip monolítico en el futuro, abre nuevas vías para 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. Se diseña y fabrica una matriz de transductor ultrasónico micromecanizado piezoeléctrico (AlN-PMUT) basado en AlN con sellado de parileno como receptor de energía inalámbrico. Un multiplicador de voltaje Villard de 3 etapas está diseñado y optimizado para transformar CA en energía 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. Como dispositivo de almacenamiento de energía se emplea un condensador cerámico multicapa (MLCC). Varias redes de adaptación de impedancia eléctrica estructuradas con filtros pasivos están diseñadas para mejorar la eficiencia de transmisión de energía entre el PMUT y el circuito posterior. 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 apilada bidimensional que consta de dos electrodos metálicos y una única película delgada piezoeléctrica. Ambos electrodos comprenden 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 flector generado puede causar tensión mecánica en la película piezoeléctrica de AlN y luego se convierte en una carga eléctrica mediante el efecto piezoeléctrico directo.

Para obtener una mayor eficiencia de transmisión de energía y un volumen relativamente menor de todo el dispositivo, se debe elegir adecuadamente la frecuencia de resonancia del AlN-PMUT. 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 con frecuencias altas se atenúan más rápido y es posible que la energía transmitida no cumpla con los requisitos de la aplicación. En segundo lugar, cuando el transductor MEMS está a la distancia de Rayleigh de la sonda ultrasónica, la eficiencia de recepción es la más alta y la distancia de Rayleigh de 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 es necesario considerar el tamaño del dispositivo. Debido a que los tres factores anteriores deben considerarse al mismo tiempo, es importante equilibrarlos según aplicaciones específicas. La frecuencia de resonancia teórica del primer modo del 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. Según la ecuación anterior, la frecuencia central deseada se puede obtener controlando el espesor de cada capa y el diámetro de la membrana.

Para el diseño PMUT avanzado, se realizó un análisis de elementos finitos (FEA) y el modelo de simulación se muestra en la Fig. 2a. Debido a la simetría de las PMUT circulares, se adoptó un modelo bidimensional, lo que reduce el recurso computacional y aumenta 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%. Según 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. Según los resultados de la simulación, el cambio de fase en resonancia después del sellado disminuye ligeramente y la frecuencia de resonancia aumenta significativamente. A medida que aumenta aún más el espesor del sellado de parileno, la frecuencia de resonancia aumenta en consecuencia. La impedancia de un único 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 un 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 llenado de PSG en la cavidad. El PSG con un espesor superior a la profundidad de la cavidad se depositó mediante el proceso de deposición química de vapor mejorada con plasma (PECVD), como se muestra en la figura 3c. A continuación, se planarizó toda la oblea mediante un proceso de pulido químico mecánico (CMP), como se muestra en la figura 3d. CMP eliminó el PSG fuera de la cavidad de modo que la superficie del sustrato quedó completamente expuesta pero se dejó el PSG en la cavidad. La uniformidad del 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 con 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 ser una pendiente, de modo que los materiales depositados posteriormente estuvieran libres de concentración de tensiones. Los bordes de los electrodos inferiores se inclinaron ajustando el perfil del 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 mediante un proceso de 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 en cubitos, toda la oblea se sumergió en una solución de ácido fluorhídrico para eliminar el PSG y suspender la estructura, como se muestra en la Fig. 3i.

Proceso de fabricación del conjunto AlN-PMUT propuesto. (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 con 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 fue de 27 µm y el diámetro de la cavidad fue 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 del conjunto 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 tan solo 100 mV, porque el agua ingresó a 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 selladora de parileno fue de aproximadamente 2,1 µm. La cavidad estaba en bajo vacío después del sellado y la sensibilidad de recepción del PMUT debería aumentar a medida que el nivel de vacío aumenta aún más debido al mayor factor de calidad.

Las curvas de impedancia eléctrica del conjunto de receptores se midieron mediante un analizador de impedancia antes y después del sellado. Los resultados medidos que se muestran en las Fig. 5a, b coinciden bien con el valor de simulación que se muestra en las 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 submarina 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 de 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 es 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 aproximadamente 17,85 mW. Según la impedancia y el voltaje de salida del PMUT, la potencia de salida del PMUT se puede calcular en 42 μW y la eficiencia de transmisión de energía (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 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 sola etapa, aunque los multiplicadores de voltaje contienen más componentes y por lo tanto logran una menor eficiencia, los multiplicadores de voltaje de n etapas rectifican la señal de entrada y aumentan el voltaje28.

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

Los multiplicadores de voltaje presentan muchas estructuras. En aplicaciones de recolección de energía (EH) y WPT, los multiplicadores de voltaje más comúnmente empleados incluyen el multiplicador de voltaje Villard (multiplicador de voltaje Cockcroft-Walton) y el multiplicador de voltaje Dickson. El voltaje de salida de estos multiplicadores de voltaje depende del número de etapas y del voltaje directo de los diodos. La eficiencia de transmisión de energía de un multiplicador de voltaje determinado 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 comprado a Toshiba, que presenta un voltaje directo muy bajo (0,18 V a 1 mA), alta velocidad de conmutación y encapsulado 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 Villard y Dickson son similares. En la figura 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. Al aumentar el 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 conectado directamente a la salida de los multiplicadores de voltaje. Por lo tanto, se eligió 10 kΩ como carga de multiplicadores de voltaje. El resultado de la simulación se muestra en la Fig. 6c, lo que 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 pudieron 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 terminó directamente con la entrada del multiplicador de voltaje. El experimento también se llevó a cabo en agua desionizada de manera similar al experimento anterior. Evaluamos 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 voltaje 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 el voltaje de salida del multiplicador de voltaje de 3 etapas a 10 kΩ es mayor que el 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. Se puede lograr la máxima transferencia de potencia desde la fuente a la carga 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 impedancia. (a) Diagrama esquemático de la red de adaptación de impedancia. Cuando el circuito coincide perfectamente, Zin se combina de forma conjugada con ZPMUT. (b) EIMN tipo L de paso bajo. (c) EIMN tipo L de paso alto. (d) EIMN tipo Pi de paso bajo. (e) EIMN tipo T de paso bajo. (f) EIMN tipo T de paso alto.

Para diseñar las redes de adaptación de impedancia eléctrica anteriores, se deben conocer los valores de impedancia del PMUT y del circuito posterior. La impedancia medida del PMUT a la frecuencia de excitación es 24,1–j312,6 Ω, y la impedancia del circuito es 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 tipo L diseñada incluía estructuras de filtro de paso bajo y paso alto, como se muestra en las figuras 7b yc, 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 del condensador son 41 μH y 103,4 pF, respectivamente. Las 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 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 tipo T diseñada incluía estructuras de filtro de paso bajo y paso alto, como se muestra en las figuras 7e yf, 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 condensador en serie es 2,3 nF. La red de adaptación 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 a la corriente continua (DCR) de los inductores también podría afectar el rendimiento del EIMN. Las pérdidas de los condensadores son insignificantes, pero la DCR de los inductores suele alcanzar unos pocos ohmios. Debido a que el valor DCR está cerca de RPMUT y RLoad, el rendimiento de EIMN se degrada. 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 en derivación, minimizando los efectos negativos del DCR. La potencia de salida del multiplicador de voltaje sin EIMN alcanzó 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 promedio en el tiempo por debajo del límite de seguridad de la FDA alcanzó 18,8 μW y 13,84 μW, respectivamente. La intensidad de la potencia de salida es de aproximadamente 7,36 μW/mm2.

El dispositivo WPS propuesto se implementó en una PCB circular FR-4 con un diámetro de 1 cm fabricada mediante 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 necesitan aproximadamente 4 minutos para 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 diferentes distancias. (d) Curva de carga del MLCC de 100 μF. Se necesitan menos de 4 minutos para cargar un MLCC de 100 μF a 3,19 V con adaptación de impedancia, en contraste con los 5 minutos sin adaptación de impedancia.

La 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 han estimado la distancia máxima de transmisión de potencia y el PET en tejido. La fórmula utilizada para la estimación es

donde el factor de atenuación α(f) es una función de la frecuencia de funcionamiento, 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 es generalmente mayor que el del agua. Se calcula que la distancia máxima de transmisión de potencia en sangre o tejido es de aproximadamente 6 cm con un PTE máximo de aproximadamente 0,13%.

A efectos de comparación, en el Cuadro 1 se resumen los trabajos relacionados de los últimos años sobre dispositivos TIP acústicos miniaturizados. El Cuadro 1 solo muestra los trabajos relacionados de transductores MEMS y cerámicas PZT submilimétricas; los dispositivos TIP más grandes no se muestran en el cuadro. 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 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 y coeficientes de acoplamiento efectivos más altos y, por lo tanto, generalmente tienen un PTE más alto. Además, los PZT cerámicos son un material a granel y, por lo tanto, su mayor factor de calidad en resonancia mecánica también mejoraría el valor de PTE a costa de un menor ancho de banda. La potencia de salida de nuestro dispositivo supera los 10 μW y el voltaje de alimentación completamente cargado de nuestro dispositivo supera los 3 V. Desde una perspectiva de uso práctico, son suficientes para alimentar IBD de bajo consumo para muchas aplicaciones, como temporizadores para biosensores ( < 660 pW), estimulaciones eléctricas neuronales (> 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 tiene un tamaño más delgado, 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 el registro inalámbrico 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 energía, respectivamente. Además, se realizarán experimentos en tejidos con dispositivos empaquetados con fines de demostración práctica. Cuando se implante en el cuerpo de un animal en futuras investigaciones, el WPS se podrá empaquetar completamente utilizando materiales biocompatibles, por ejemplo, parileno. Mientras tanto, el PCB puede sustituirse 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 menos. Aunque el chip monolítico PMUT-CMOS aún no se ha desarrollado, la solución propuesta en este trabajo allana el camino para fuentes de alimentación inalámbricas ultraminiaturizadas, biocompatibles y compatibles con CMOS.

Este trabajo introdujo una WPS inducida por ultrasonidos que incluye funciones de TIP, gestión 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 la transmisión de energía. La intensidad de la potencia de salida con rectificación y circuito de refuerzo alcanzó los 7,36 μW/mm2, y el voltaje cargado en el condensador de 100 μF podría alcanzar los 3,19 V, lo que es suficiente para muchos sensores y circuitos integrados implantables de baja potencia. El WPS se implementó en una PCB con un diámetro de 1 cm. La solución propuesta tiene el potencial de ser totalmente 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 impedancia del receptor se utilizó un analizador de impedancia E4990A (Keysight, EE. UU.). 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 NH2000 de 2,0 mm (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 previa solicitud razonable.

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Este trabajo fue apoyado por fondos proporcionados por la Fundación de Ciencias Naturales de China (Subvención NSFC No. 62001322), el Proyecto Municipal de Ciencia y Tecnología de Tianjin (No. 20JCQNJC011200) y el Programa Nacional Clave de Investigación y Desarrollo (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 e YN probaron el dispositivo y analizaron los datos experimentales. MZ y WP supervisaron las actividades de investigación y contribuyeron 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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Rong, Z., Zhang, M., Ning, Y. et al. Una fuente de alimentación inalámbrica inducida por ultrasonido basada en transductores ultrasónicos micromecanizados piezoeléctricos de AlN. Representante científico 12, 16174 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19693-5

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Recibido: 28 de junio de 2022

Aceptado: 02 de septiembre de 2022

Publicado: 28 de septiembre de 2022

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

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