Ein Ultraschall

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 16174 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Die drahtlose Energieübertragung ist eine der Schlüsseltechnologien für die Stromversorgung implantierbarer biomedizinischer Geräte. Biokompatibilität und CMOS-Kompatibilität drahtloser Energieübertragungsgeräte sind aus Sicherheits- und Platzbedarfsgründen äußerst wünschenswert. Für implantierbare Anwendungen stellt dieser Artikel eine ultraschallinduzierte drahtlose Stromversorgung auf Basis eines piezoelektrischen mikrobearbeiteten Ultraschallwandlers (PMUT) aus AlN vor. Die drahtlose Stromversorgung integriert drahtlose Energieübertragungs-, Energieverwaltungs- und Energiespeicherfunktionen. Das PMUT-Array wird als passiver drahtloser Stromempfänger verwendet, gefolgt von elektrischen Impedanzanpassungsnetzwerken und einem Spannungsvervielfacher für eine effiziente Stromübertragung und -gleichrichtung. Die Ausgangsleistungsintensität des drahtlosen Empfängers erreicht 7,36 μW/mm2 mit einer einfallenden Ultraschallleistung unterhalb der FDA-Sicherheitsgrenze. Die Ausgangsleistung des drahtlosen Netzteils erreicht 18,8 μW und ein 100-μF-Kondensator ist nach der Energieverwaltung vollständig auf 3,19 V aufgeladen, was ausreicht, um viele implantierbare biomedizinische Geräte mit geringem Stromverbrauch zu versorgen, beispielsweise für neuronale elektrische Stimulation, Biosensoren und intrakörperliche Kommunikation Anwendungen. Die kabellose Stromversorgung ist in einer Platine mit einem Durchmesser von 1 cm implementiert. Mit der Biokompatibilität und CMOS-Kompatibilität von AlN-Dünnfilmen im Vergleich zu häufig verwendetem PZT ebnet die vorgeschlagene Lösung den Weg für sicherere und ultraminiaturisierte drahtlose Stromversorgungen mit Weiterentwicklung, die in Zukunft alle Funktionen auf einem monolithischen Chip vereint.

Aufgrund der jüngsten Fortschritte in der Biomedizin, Nanotechnologie und Mikroelektronik steigt die Nachfrage nach drahtloser Stromversorgung implantierbarer biomedizinischer Geräte (IBDs) rapide1. IBDs werden im täglichen Leben häufig eingesetzt, beispielsweise als neuromuskuläre Stimulatoren, Sehprothesen, Herzschrittmacher, Herzdefibrillatoren, Cochlea-Implantate, pH-Monitore, Blutdruckmessgeräte und Gastrostimulatoren. Diese Geräte können Diagnose-, Behandlungs- und Überwachungsfunktionen in Echtzeit bereitstellen und die Lebensqualität der Patienten verbessern. Derzeit sind die meisten implantierbaren biomedizinischen Geräte noch immer auf Batterien angewiesen, um im menschlichen Körper zu funktionieren. Obwohl die Batterietechnologie in den letzten Jahren inspirierende Fortschritte gemacht hat2,3, weist diese Technologie immer noch offensichtliche Nachteile auf. Batterien haben eine begrenzte Lebensdauer, ein relativ hohes Gewicht und Volumen, die Möglichkeit des Austretens giftiger Substanzen und Integrationsschwierigkeiten. Ein häufiger Batteriewechsel zur IBD-Wartung während der Behandlung könnte zu Unannehmlichkeiten und möglichen Verletzungen des Patienten führen.

Um diese Probleme zu lösen, wurden Untersuchungen durchgeführt, um Batterien aus IBDs zu entfernen oder die Batterielebensdauer zu verlängern. Wireless Power Transfer (WPT) ist eine der Schlüsseltechnologien für die Stromversorgung von IBDs. Für die Stromversorgung von IBDs wurden mehrere WPT-Strategien vorgeschlagen, darunter hauptsächlich die Methode der induktiven Kopplung, die akustische Methode und die Methode der elektromagnetischen Strahlung4. Elektromagnetische Strahlung WPT verwendet Sende- und Empfangsantennen, um Energie durch elektromagnetische Wellen zu übertragen5. Allerdings können elektromagnetische Wellen leicht zu einer übermäßigen Erwärmung des Gewebes führen und diese Wellen werden im menschlichen Gewebe stark gedämpft. Darüber hinaus führt die große Wellenlänge elektromagnetischer Wellen zu einer relativ großen Empfängergröße. Induktive Kopplung WPT basiert auf zwei gekoppelten Spulen6. Diese Methode erreicht im Nahfeld eine hohe Effizienz, erfährt jedoch im Fernfeld eine starke Effizienzverschlechterung, was die nutzbare IBD-Tiefe einschränkt. Akustische WPT verwendet normalerweise Ultraschallwandler als Leistungsempfänger. Im Vergleich zu den beiden anderen Methoden können aufgrund der kürzeren Wellenlängen bzw. der geringeren Dämpfung im Körper kleinere Empfänger und eine tiefere Eindringtiefe erreicht werden4. Darüber hinaus kommt es nur zu einer minimalen Gewebeerwärmung und elektromagnetischen Störungen7.

In den letzten Jahren haben akustische WPT-Forschungen viel Aufmerksamkeit erregt8,9,10,11,12,13. Die meisten dieser Arbeiten widmen sich der Optimierung des Kraftübertragungsprozesses oder der Kombination des Wandlers mit In-vivo-Anwendungen. Obwohl die IBD-orientierte akustische WPT in den letzten Jahren enorme Verbesserungen erfahren hat, bleiben Probleme und Herausforderungen bestehen4,6,14,15. Erstens basieren die meisten der derzeit implementierten piezoelektrischen Empfänger auf Bleizirkonat-Titanat (PZT), einem nicht biokompatiblen Material, und ein potenzieller Bleiaustritt kann schädlich für den menschlichen Körper und die Umwelt sein. Mit dem zunehmenden Bewusstsein für den Umweltschutz und der Umsetzung der RoHS-Richtlinie (Restriction of Hazardous Substances) ist die Verwendung bleifreier und umweltfreundlicher Materialien als Ersatz bleihaltiger Materialien zu einem starken Trend geworden. Zweitens ist für praktische Anwendungen normalerweise eine drahtlose Stromversorgung (WPS) erforderlich, die WPT mit Energieverwaltungs- und Energiespeicherschaltung integriert. Aktuelle PZT-Keramikwandler sind jedoch nicht IC-kompatibel für einen einzelnen Chip. Ein einzelner Chip, der einen CMOS-kompatiblen Empfänger und CMOS-Elektronik integriert, könnte ein WPS zu einer extremen Miniaturisierung führen. Im Vergleich zu diesen Arbeiten basiert das in diesem Artikel verwendete AlN-PMUT-Array auf bleifreiem Material und weist gewisse Vorteile auf. Der Herstellungsprozess von AlN-Dünnfilmen ist mit der Standard-CMOS-Technologie kompatibel und ermöglicht die monolithische Integration von MEMS-Wandlern und Schaltkreisen16. Es kann durch einen Niedertemperatur-Sputterprozess auf metallisierten CMOS-Wafern abgeschieden werden. Im Vergleich zu PZT ist das bleifreie AlN ein biokompatibles Material17,18,19,20,21,22. Die aktuelle Forschung zu AlN PMUT konzentriert sich jedoch hauptsächlich auf Ultraschallentfernungsmessungen und Ultraschallbildgebungsanwendungen anstelle von WPT. Obwohl frühere Arbeiten auf AlN-Basis mögliche Lösungen aufgezeigt haben23,24, wurde noch kein vollständiges WPS realisiert.

Da AlN PMUT-basiertes implantierbares WPS nicht implementiert wurde, untersucht diese Arbeit die Machbarkeit dieser Idee. Das vorgeschlagene WPS integriert WPT- und Energieverwaltungsfunktionen, einschließlich eines AlN-basierten Ultraschallempfängers, eines Spannungsvervielfachers, elektrischer Impedanzanpassungsnetzwerke, einer Energieverwaltungseinheit und eines Ladekondensators. Das etablierte WPS ist in einer Leiterplatte mit 1 cm Durchmesser implementiert und seine Ausgangsleistung reicht bereits für die Anwendung neuronaler Elektrostimulation in unserem nächsten Schritt aus. Da die vorgeschlagene Strategie in Zukunft eine vollständige Integration als monolithischer Chip ermöglicht, eröffnet sie neue Wege für drahtlose und batterielose Neurostimulatorknoten mit deutlich reduziertem Platzbedarf und verbesserter Sicherheit.

Das Blockdiagramm des vorgeschlagenen ultraschallinduzierten drahtlosen Stromversorgungsgeräts (WPS) ist in Abb. 1 dargestellt. Ein Funktionsgenerator ist direkt an einen Leistungsverstärker angeschlossen und erzeugt eine sinusförmige Burstwelle für eine kommerzielle piezoelektrische Ultraschallsonde in der externen Umgebung. Als drahtloser Leistungsempfänger wurde ein AlN-basiertes piezoelektrisches mikrobearbeitetes Ultraschallwandler-Array (AlN-PMUT) mit Parylene-Abdichtung entwickelt und hergestellt. Ein dreistufiger Villard-Spannungsvervielfacher wurde entwickelt und optimiert, um Wechselstrom in Gleichstrom umzuwandeln und die Ausgangsspannung mit hoher Effizienz zu erhöhen. Die Power-Management-Einheit (PMU) dient zum Speichern und Regeln der Ausgangs-Gleichstromleistung des Spannungsvervielfachers. Als Energiespeicher kommt ein mehrschichtiger Keramikkondensator (MLCC) zum Einsatz. Mehrere passive, filterstrukturierte elektrische Impedanzanpassungsnetzwerke sollen die Leistungsübertragungseffizienz zwischen dem PMUT und dem nachfolgenden Schaltkreis verbessern. Das gesamte WPS-Gerät ist auf einem kostengünstigen bleifreien FR-4-Leiterplattensubstrat (PCB) implementiert.

Blockdiagramm der vorgeschlagenen ultraschallinduzierten drahtlosen Stromversorgung.

Das vorgeschlagene PMUT-Element weist eine zweidimensionale gestapelte Mehrschichtstruktur auf, die aus zwei Metallelektroden und einem einzelnen piezoelektrischen Dünnfilm besteht. Beide Elektroden bestehen aus Molybdän (Mo) und die piezoelektrische Schicht ist ein dünner AlN-Film. Das vorgeschlagene AlN-PMUT-Array wird auf einem Siliziumsubstrat (Si) hergestellt. Wenn das AlN-PMUT durch eine einfallende Ultraschallwelle angeregt wird, schwingt der piezoelektrische Dünnfilm im Biegemodus und es wird ein Biegemoment erzeugt. Das erzeugte Biegemoment kann mechanische Spannungen in der piezoelektrischen AlN-Folie verursachen und wird dann durch den direkten piezoelektrischen Effekt in eine elektrische Ladung umgewandelt.

Um eine höhere Leistungsübertragungseffizienz und ein relativ kleineres Volumen des gesamten Geräts zu erreichen, muss die Resonanzfrequenz des AlN-PMUT richtig gewählt werden. Erstens: Da die Dämpfung von Schallwellen in biologischem Gewebe proportional zur Betriebsfrequenz ist, werden Ultraschallwellen mit hohen Frequenzen schneller gedämpft und die übertragene Energie entspricht möglicherweise nicht den Anwendungsanforderungen. Zweitens ist die Empfangseffizienz am höchsten, wenn sich der MEMS-Wandler im Rayleigh-Abstand der Ultraschallsonde befindet, und der Rayleigh-Abstand von Ultraschallwandlern mit unterschiedlichen Frequenzen ist unterschiedlich, und die Frequenz kann je nach Anwendung unterschiedlicher Entfernungen ausgewählt werden. Drittens nimmt die Resonanzfrequenz des piezoelektrischen MEMS-Schallwellenwandlers mit zunehmender Fläche ab und daher muss auch die Größe des Geräts berücksichtigt werden. Da die oben genannten drei Faktoren gleichzeitig berücksichtigt werden müssen, ist es wichtig, einander je nach spezifischer Anwendung auszugleichen. Die theoretische Resonanzfrequenz der ersten Mode des AlN-PMUT kann wie folgt berechnet werden25:

Dabei ist D die Biegesteifigkeit der Platte, a der Radius der kreisförmigen Membran und ρ die Flächenmassendichte. Gemäß der obigen Gleichung kann die gewünschte Mittenfrequenz durch Steuerung der Dicke jeder Schicht und des Durchmessers der Membran erhalten werden.

Für das erweiterte PMUT-Design wurde eine Finite-Elemente-Analyse (FEA) durchgeführt. Das Simulationsmodell ist in Abb. 2a dargestellt. Aufgrund der Symmetrie kreisförmiger PMUTs wurde ein zweidimensionales Modell übernommen, wodurch die Rechenressourcen reduziert und die Rechengenauigkeit erhöht wurden. Die Gesamtverschiebung der Membran ist in Abb. 2b dargestellt. Wenn der PMUT als Empfänger verwendet wird, erreicht seine Empfangsempfindlichkeit den Maximalwert, wenn die Abdeckung der oberen Elektrode etwa 70 % beträgt. Den Simulationsergebnissen zufolge ist die Empfangsleistung des Empfängers optimal, wenn das Dickenverhältnis der piezoelektrischen Schicht zur unteren Elektrodenschicht 1:2 beträgt. Bei der Herstellung betrug die Dicke des piezoelektrischen Dünnfilms 0,45 μm und die Dicke der unteren Elektrodenschicht 0,9 μm. Simulierte Ergebnisse elektrischer Impedanzkurven sind in Abb. 2c, d dargestellt, wobei zwei Fälle berücksichtigt wurden, nämlich mit und ohne Parylene-Dichtung. Den Simulationsergebnissen zufolge nimmt die Phasenänderung bei Resonanz nach dem Versiegeln leicht ab und die Resonanzfrequenz steigt deutlich an. Mit zunehmender Dicke der Parylene-Dichtung nimmt die Resonanzfrequenz entsprechend zu. Die Impedanz eines einzelnen PMUT-Elements beträgt etwa 10 kΩ, was für einen drahtlosen Leistungsempfänger sehr hoch ist. Um eine niedrigere Impedanz und damit einen höheren Strom aus den einfallenden Ultraschallwellen zu erreichen, werden viele PMUT-Elemente parallel zu einem Array geschaltet. Durch die Parallelschaltung wird die Gesamtimpedanz von Tausenden auf Hunderte Ohm reduziert. Das resultierende PMUT-Array enthält 20 × 20 Elemente.

FEA-Simulation des AlN-PMUT. (a) Zweidimensionales FEA-Simulationsmodell von PMUT. (b) Gesamtverschiebung der Membran. (c) Elektrische Impedanzkurve ohne Parylene-Dichtung. (d) Elektrische Impedanzkurve mit 2,2 μm Parylene-Versiegelung.

Der Herstellungsprozess des vorgeschlagenen AlN-PMUT-Arrays ist in Abb. 3 dargestellt. Zunächst wurde ein hochohmiger Siliziumwafer als Substrat verwendet und 3,4 μm große Hohlräume wurden durch reaktives Ionenätzen (RIE) geätzt, wie in Abb. gezeigt. 3a,b. Die Kanten des Hohlraums wurden durch Abstimmung des Fotolackprofils und des RIE-Ätzrezepts geneigt, um eine bessere PSG-Füllung des Hohlraums zu erreichen. PSG mit einer Dicke, die höher als die Hohlraumtiefe war, wurde durch plasmaunterstützte chemische Gasphasenabscheidung (PECVD) abgeschieden, wie in Abb. 3c dargestellt. Anschließend wurde der gesamte Wafer durch chemisch-mechanisches Polieren (CMP) planarisiert, wie in Abb. 3d dargestellt. CMP entfernte das PSG außerhalb der Kavität, sodass die Substratoberfläche vollständig freigelegt wurde, das PSG jedoch in der Kavität verblieb. Die Gleichmäßigkeit des CMP betrug weniger als 10 %, was sich auf die Hohlraumtiefe auswirkt. Die Kavitätstiefe hat jedoch nur geringen Einfluss auf die PMUT-Leistung. Mithilfe des PVD-Verfahrens (Physical Vapour Deposition) wurden 0,9 μm Molybdän als untere Elektrode abgeschieden, wie in Abb. 3e dargestellt. Auch die untere Elektrode wurde mithilfe des RIE-Verfahrens in die Zielform gebracht. In Anbetracht der Tatsache, dass die piezoelektrische Schicht und die obere Elektrode über der unteren Elektrode abgeschieden werden müssen, war die strukturierte Kante der unteren Elektrode normalerweise geneigt, sodass die anschließend abgeschiedenen Materialien frei von Spannungskonzentrationen waren. Die Kanten der unteren Elektroden wurden durch Abstimmung des Fotolackprofils und des RIE-Ätzrezepts geneigt. Im nächsten Schritt wurde das PVD-Verfahren verwendet, um einen 0,45 μm dünnen AlN-Film und eine 0,1 μm dicke Molybdän-Oberelektrode abzuscheiden, wie in Abb. 3f, g dargestellt. Die obere Elektrode und AlN wurden später strukturiert. Die Goldschicht wurde durch PVD-Verfahren mit einer Dicke von 0,8 μm abgeschieden, um Anschlusspads zu bilden, wie in Abb. 3h dargestellt. Eine 0,8 μm dicke Goldschicht stellt sicher, dass die Stufe des geätzten AlN vollständig bedeckt war und dass die obere Elektrode mit dem Bus verbunden war. Nach dem Zerteilen des Wafers wurde der gesamte Wafer in eine Flusssäurelösung getaucht, um das PSG zu entfernen und die Struktur zu suspendieren, wie in Abb. 3i gezeigt.

Herstellungsprozess des vorgeschlagenen AlN-PMUT-Arrays. (a) Siliziumwafer. (b) Hohlraumätzung. (c) Hohlraumfüllung mit PSG. (d) Planarisierung des Siliziumwafers. (e) Abscheidung und Ätzung der unteren Elektroden. (f) Abscheidung des AlN-Dünnfilms. (g) Abscheidung und Ätzung der oberen Elektroden. (h) Abscheidung der Goldschicht als Pads. (i) PSG-Ätzung und Strukturfreigabe.

Abbildung 4a,b zeigt optische Bilder des hergestellten AlN-PMUT-Arrays. Jedes einzelne AlN-PMUT-Element enthält vier Freisetzungslöcher mit einem Durchmesser von 10 μm. Der Durchmesser der oberen Elektrode betrug 27 µm und der Durchmesser des Hohlraums betrug 39 µm. Der Abstand zwischen den einzelnen PMUT-Elementen betrug 89 μm. Die effektive Fläche des AlN-PMUT-Arrays betrug etwa 2,55 mm2.

Bilder des AlN-PMUT-Arrays. (a) Mikroskopisches Bild des PMUT-Arrays. (b) Vergrößertes mikroskopisches Bild eines PMUT-Elements. (c) SEM-Bild des Querschnitts des versiegelten AlN-PMUT.

Im Anschluss an die Herstellung des unversiegelten AlN-PMUT-Arrays wurde ein Aufnahmeexperiment in einem mit entionisiertem Wasser gefüllten Tank durchgeführt. Die Ausgangsspannung des PMUT-Arrays sank zeitabhängig auf bis zu 100 mV, weil das Wasser durch das Austrittsloch in den Hohlraum gelangte. Um dieses Problem zu lösen, wurde das AlN-PMUT-Array mit Parylene versiegelt. Abbildung 4c zeigt ein REM-Bild des versiegelten AlN-PMUT-Arrays. Die Dicke der Parylene-Versiegelungsschicht betrug etwa 2,1 µm. Der Hohlraum befand sich nach dem Versiegeln in einem niedrigen Vakuum, und die PMUT-Empfangsempfindlichkeit sollte aufgrund des höheren Qualitätsfaktors mit zunehmendem Vakuumniveau zunehmen.

Die elektrischen Impedanzkurven des Empfängerarrays wurden vor und nach der Versiegelung mit einem Impedanzanalysator gemessen. Die in Abb. 5a,b dargestellten Messergebnisse stimmen gut mit dem in Abb. 2c,d dargestellten Simulationswert überein. Durch die Parallelschaltung der PMUT-Elemente wurde die elektrische Impedanz auf etwa 200 Ω reduziert.

Testexperiment des PMUT-Arrays. (a) Kurven der Impedanz des PMUT-Arrays ohne Parylene-Abdichtung. (b) Kurven der Impedanz des PMUT-Arrays mit Parylene-Abdichtung. (c) Versuchsaufbau zur Bewertung des AlN-PMUT-Arrays als drahtloser Leistungsempfänger. (d) Gemessene Empfindlichkeit des PMUT-Arrays. Die Empfindlichkeit des AlN-PMUT-Arrays betrug etwa 1 V/Mpa.

Es wurden Unterwasser-Empfangsexperimente durchgeführt, um die Empfangsleistung des versiegelten PMUT-Arrays in einem mit entionisiertem Wasser gefüllten Tank zu charakterisieren, wie in Abb. 5c dargestellt. Ein Funktionsgenerator wurde an einen Leistungsverstärker angeschlossen, um ein sinusförmiges Signal zu erzeugen, das an die Sonde übertragen wurde. Der von der kommerziellen Sonde erzeugte Schalldruck wurde mit einem Nadelhydrophon von Precision Acoustics kalibriert. Wir haben die Empfangsempfindlichkeit des Empfängers gemessen und eine lineare Anpassung an die Daten durchgeführt, wie in Abb. 5d dargestellt. Die Versuchsergebnisse zeigen, dass die Empfangsempfindlichkeit des PMUT etwa 1 V/MPa beträgt.

Die Intensität der einfallenden Ultraschallleistung wird durch die Wellenform des Funktionsgenerators auf 7 mW/mm2 gesteuert, was unter dem FDA-Sicherheitsgrenzwert liegt. Die Leistungsintensität der Ultraschallwelle kann wie folgt berechnet werden:

Dabei ist p der Spitzenschalldruck der Ultraschallwelle, ρ die Dichte des Ausbreitungsmediums, c die Schallgeschwindigkeit im Medium und C das Tastverhältnis der Welle. Abhängig von der Intensität der Ultraschalleingangsleistung (7 mW/mm2) und der effektiven Fläche des Empfängers (2,55 mm2) beträgt die Eingangsleistung etwa 17,85 mW. Abhängig von der Impedanz und der Ausgangsspannung des PMUT kann die Ausgangsleistung des PMUT mit 42 μW und der Leistungsübertragungswirkungsgrad (PTE) mit 0,236 % berechnet werden.

Die vom PMUT empfangene Ultraschallleistung erzeugt ein Wechselstromsignal. Um Wechselstrom in Gleichstrom umzuwandeln, ist der Spannungsvervielfacher ein entscheidender Bestandteil des WPS-Geräts. Der Ausgangsgleichspannungspegel eines einstufigen Gleichrichters (Abb. 6a) ist relativ niedrig und für nachfolgende Schaltkreise oder Anwendungen nicht ausreichend26,27. Obwohl Spannungsvervielfacher im Vergleich zu einstufigen Gleichrichtern mehr Komponenten enthalten und daher einen geringeren Wirkungsgrad erreichen, richten n-stufige Spannungsvervielfacher das Eingangssignal gleich und erhöhen die Spannung28.

Charakterisierung der Gleichrichter- und Boost-Schaltung. (a) Schematische Darstellung eines einstufigen Spannungsvervielfachers. (b) Schematische Darstellung eines n-stufigen Villard-Spannungsvervielfachers. (c) SPICE-Simulationsergebnis für Villard-Spannungsvervielfacher mit einem Lastwiderstand von 10 kΩ. Das Simulationsergebnis zeigt, dass die 3-Stufen-Schaltung die maximale Ausgangsleistung erreicht. (d) Experimentelles Ergebnis für den Ausgang des Villard-Spannungsvervielfachers unter verschiedenen Lasten. Der AlN-PMUT ist direkt mit der Spannungsvervielfacherschaltung verbunden.

Spannungsvervielfacher weisen viele Strukturen auf. Bei Energiegewinnungs- (EH) und WPT-Anwendungen gehören zu den am häufigsten verwendeten Spannungsvervielfachern der Villard-Spannungsvervielfacher (Cockcroft-Walton-Spannungsvervielfacher) und der Dickson-Spannungsvervielfacher. Die Ausgangsspannung dieser Spannungsvervielfacher hängt von der Anzahl der Stufen und der Durchlassspannung der Dioden ab. Die Leistungsübertragungseffizienz eines bestimmten Spannungsvervielfachers wird durch die Leistung, Struktur, den Eingangsleistungspegel, die Last, die Quelle und die Anzahl der Stufen der Komponenten bestimmt. Ein Spannungsvervielfacher könnte mit Schottky- oder CMOS-Dioden mit Transistoren implementiert werden, und jede Stufe besteht aus zwei Kondensatoren und zwei Dioden. Wir haben die Leistung verschiedener kommerzieller Schottky-Dioden bewertet und simuliert. Die ausgewählte Diode war die von Toshiba erworbene 1SS372-Diode, die eine sehr niedrige Durchlassspannung (0,18 V bei 1 mA), eine hohe Schaltgeschwindigkeit und ein bleifreies SOT-323-Gehäuse aufweist und für miniaturisierte Anwendungen mit geringem Stromverbrauch geeignet ist. Den Simulationsergebnissen zufolge sind die Leistungsniveaus der Spannungsvervielfacher von Villard und Dickson ähnlich. Ein schematisches Diagramm eines n-stufigen Villard-Spannungsvervielfachers ist in Abb. 6b dargestellt.

Um das Design zu optimieren, haben wir die Leistung von Spannungsvervielfachern mit unterschiedlichen Strukturen und Stufenzahlen in der SPICE-Software simuliert. Mit zunehmender Stufenzahl verringerte sich die Eingangsimpedanz des Multiplizierers. Basierend auf den Ergebnissen der Impedanzanalyse haben wir ein SPICE-Simulationsmodell des PMUT erstellt und es zusammen mit den Spannungsvervielfachern simuliert. Die Eingangsimpedanz der Energieverwaltungsschaltung beträgt etwa 10 kΩ und die Energieverwaltungsschaltung ist direkt mit dem Ausgang der Spannungsvervielfacher verbunden. Daher wurde als Last der Spannungsvervielfacher 10 kΩ gewählt. Das Simulationsergebnis ist in Abb. 6c dargestellt und zeigt, dass der dreistufige Spannungsvervielfacher die höchste Ausgangsleistung von 1,22 V erreicht. Aufgrund des Innenwiderstands und der Kapazität des PMUT-Arrays könnten Spannungsvervielfacher mit mehr als drei Stufen keine höhere Ausgangsleistung erzeugen Spannungsniveaus.

Um das Simulationsergebnis zu verifizieren, haben wir mit dem PMUT verschiedene Spannungsvervielfacherschaltungen gebaut und bewertet. Um mehr Energie im Speicherkondensator zu erhalten, haben wir als Cout einen 100-μF-Kondensator gewählt. Der PMUT-Ausgang wurde direkt mit dem Eingang des Spannungsvervielfachers abgeschlossen. Das Experiment wurde ebenfalls in entionisiertem Wasser durchgeführt, ähnlich wie das vorherige Experiment. Wir haben 1- bis 4-stufige Spannungsvervielfacher mit unterschiedlichen Belastungen bewertet. Das Testergebnis ist in Abb. 6d dargestellt. Der Ausgang des 3-stufigen Spannungsvervielfachers erreichte etwa 1,13 V. Die Fehlermarge zwischen Simulationsergebnis und Messwert betrug 11 %. Die experimentellen Ergebnisse zeigen, dass die Ausgangsspannung des 3-stufigen Spannungsvervielfachers bei 10 kΩ höher ist als die anderer Schaltungen (0,77 V, 1,05 V und 1,07 V). Daher wurde für das endgültige Design ein dreistufiger Spannungsvervielfacher übernommen.

Bei Wandleranwendungen wird normalerweise die Impedanzanpassungsmethode angewendet, um das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR), den Leistungspegel des gewünschten Signals und die Bandbreite des Wandlers zu verbessern29,30. In unserer Anwendung haben wir mehrere elektrische Impedanzanpassungsnetzwerke (EIMNs) entworfen und bewertet, um die Leistungsübertragungseffizienz zwischen dem Empfänger und der nachfolgenden Schaltung zu verbessern. Die vorgeschlagenen elektrischen Impedanzanpassungsnetzwerke basierten auf Filterstrukturen mit passiven Komponenten, einschließlich Kondensatoren und Induktivitäten31,32,33. Eine maximale Leistungsübertragung von der Quelle zur Last kann erreicht werden, wenn die Lastimpedanz das komplex Konjugierte der Quellenimpedanz ist34. Wie in Abb. 7a dargestellt, müssen die folgenden Gleichungen erfüllt sein:

Impedanzanpassungsnetzwerke. (a) Schematische Darstellung des Impedanzanpassungsnetzwerks. Wenn der Schaltkreis perfekt angepasst ist, ist Zin konjugiert mit ZPMUT verknüpft. (b) Tiefpass-EIMN vom L-Typ. (c) Hochpass-EIMN vom L-Typ. (d) Tiefpass-EIMN vom Pi-Typ. (e) Tiefpass-EIMN vom T-Typ. (f) Hochpass-EIMN vom T-Typ.

Um die oben genannten elektrischen Impedanzanpassungsnetzwerke zu entwerfen, müssen die Impedanzwerte des PMUT und der nachfolgenden Schaltung bekannt sein. Die gemessene Impedanz des PMUT bei Erregerfrequenz beträgt 24,1–j312,6 Ω und die Impedanz der Schaltung beträgt 19,7–j979,7 Ω. Die Parameter jedes EIMNs wurden automatisch von einer Simulationssoftware berechnet. Wir haben L-Typ- und 3-Element-EIMNs in Simulationssoftware entworfen und diese Schaltkreise im anschließenden Experiment bewertet. Das entworfene elektrische Impedanzanpassungsnetzwerk vom L-Typ enthielt Tief- und Hochpassfilterstrukturen, wie in Abb. 7b bzw. c dargestellt. In der Tiefpassfilterstruktur betragen die berechneten Werte der Induktivität und des Kondensators 100,5 μH bzw. 26,7 pF. Im Hochpass-Anpassungsnetzwerk betragen die berechneten Werte der Induktivität und des Kondensators 41 μH bzw. 103,4 pF. Drei-Elemente-EIMNs umfassen im Allgemeinen Anpassungsnetzwerke vom Pi-Typ und Anpassungsnetzwerke vom T-Typ. Wie in Abb. 7d dargestellt, umfasste das entworfene Pi-Anpassungsnetzwerk einen Tiefpassfilter mit zwei Parallelkondensatoren und einer Serieninduktivität. Die berechneten Werte von CS und CL betragen 548,6 pF bzw. 151,1 pF, und der Wert der Serieninduktivität beträgt 351,6 μH. Das entworfene T-Typ-Anpassungsnetzwerk enthielt Tief- und Hochpassfilterstrukturen, wie in Abb. 7e bzw. f dargestellt. Das Tiefpass-T-Anpassnetzwerk enthielt zwei Reiheninduktivitäten und einen Nebenschlusskondensator. Die berechneten Werte von LS und LL betragen 30 μH bzw. 82,7 μH, und der Wert des Serienkondensators beträgt 2,3 nF. Das Hochpass-Anpassungsnetzwerk vom T-Typ umfasste zwei Reihenkondensatoren und eine Nebenschlussinduktivität. Die berechneten Werte von CS und CL betragen 320,2 pF bzw. 313,4 pF, und der Wert der Shunt-Induktivität beträgt 2,8 μH.

Wir haben den Ausgangsgleichspannungspegel des Spannungsvervielfachers mit verschiedenen EIMNs gemessen. Die Ausgangsgleichspannung ohne EIMN erreichte 1,1 V. Der Hochpass-EIMN vom L-Typ und der Hochpass-EIMN vom T-Typ weisen die beste Leistung auf und erhöhten die Ausgangsspannung auf etwa 1,4 V bzw. 1,2 V. Der Fehler im Komponentenwert lag zwischen etwa 10 und 20 %. Darüber hinaus könnte auch der Gleichstromwiderstand (DCR) der Induktivitäten die EIMN-Leistung beeinflussen. Die Verluste von Kondensatoren sind vernachlässigbar, der DCR von Induktivitäten erreicht jedoch normalerweise einige Ohm. Da der DCR-Wert nahe bei RPMUT und RLoad liegt, wird die EIMN-Leistung beeinträchtigt. Daher erzielten der Hochpass-EIMN vom L-Typ und der Hochpass-EIMN vom T-Typ eine bessere Leistung, da diese EIMNs Shunt-Induktivitäten enthalten, wodurch die negativen Auswirkungen des DCR minimiert werden. Die Ausgangsleistung des Spannungsvervielfachers ohne EIMN erreichte 11,6 μW. Der Hochpass-EIMN vom L-Typ und der Hochpass-EIMN vom T-Typ erhöhten die Ausgangsleistung um etwa 60 % bzw. 19 %, und die zeitlich gemittelte Ausgangsleistung unterhalb der FDA-Sicherheitsgrenze erreichte 18,8 μW bzw. 13,84 μW. Die Ausgangsleistung beträgt etwa 7,36 μW/mm2.

Das vorgeschlagene WPS-Gerät wurde in einer kreisförmigen FR-4-Leiterplatte mit einem Durchmesser von 1 cm implementiert, die in einem bleifreien Verfahren hergestellt wurde. Der oben besprochene endgültige Schaltungsentwurf ist in Abb. 8a dargestellt. Das Gerät umfasst das AlN-PMUT-Array, elektrische Impedanzanpassungsnetzwerke, eine Spannungsvervielfacherschaltung, eine PMU und einen 100-μF-MLCC-Speicherkondensator auf der Leiterplatte, wie in Abb. 8b dargestellt. Die empfangene Spannung und Leistung des Spannungsvervielfacherausgangs bei unterschiedlichem Abstand sind in Abb. 8c dargestellt. Wie in Abb. 8d dargestellt, dauert es etwa 4 Minuten, um einen 100 μF-MLCC mit Impedanzanpassung auf 3,19 V aufzuladen, was schneller ist als ohne Impedanzanpassung.

Vorgeschlagenes WPS-Gerät. (a) Schematische Darstellung des vorgeschlagenen WPS-Geräts. (b) Foto des vorgeschlagenen WPS-Geräts mit einem Durchmesser von 1 cm neben einer Münze. (c) Empfangene Spannung und Leistung des Spannungsvervielfachers bei unterschiedlichem Abstand. (d) Ladekurve des 100-μF-MLCC. Das Aufladen eines 100-μF-MLCC auf 3,19 V mit Impedanzanpassung dauert weniger als 4 Minuten, im Gegensatz zu 5 Minuten ohne Impedanzanpassung.

Der experimentelle PTE des AlN-PMUT-Arrays in Wasser beträgt etwa 0,236 % bei einer Charakterisierungstiefe von 25 mm, wie im Abschnitt „Design und Optimierung des Spannungsvervielfachers“ gezeigt. Auch die maximale Kraftübertragungsdistanz und PET im Gewebe wurden abgeschätzt. Die zur Schätzung verwendete Formel lautet

Dabei ist der Dämpfungsfaktor α(f) eine Funktion der Betriebsfrequenz, x der Abstand entlang der akustischen Achse, p0 der gemessene Schalldruck der Sonde und p der geschätzte Schalldruck4. In Blut und Gewebe ist der Dämpfungskoeffizient (0,3 dB cm−1 MHz−1) von Schallwellen im Allgemeinen höher als der in Wasser. Es wird berechnet, dass die maximale Kraftübertragungsentfernung im Blut oder Gewebe etwa 6 cm beträgt, wobei der maximale PTE etwa 0,13 % beträgt.

Zu Vergleichszwecken sind verwandte Arbeiten der letzten Jahre zu miniaturisierten akustischen WPT-Geräten in Tabelle 1 zusammengefasst. Tabelle 1 zeigt nur die verwandten Arbeiten von MEMS-Wandlern und Submillimeter-PZT-Keramik, größere WPT-Geräte werden in der Tabelle nicht aufgeführt. Mit zunehmender Lautstärke des drahtlosen Stromempfängers steigt im Allgemeinen auch dessen Effizienz. Die Ausgangsleistungsintensität, die an die Last gelieferte Leistung und der PTE unseres Geräts erreichen 7,36 μW/mm2, 18,8 μW bzw. 0,236 %. Sie sind bereits besser als viele PZT-basierte akustische WPT-Geräte35,36,37, obwohl PTE und die an die Last gelieferte Leistung unseres Geräts aufgrund des inhärenten niedrigeren piezoelektrischen Koeffizienten von AlN nicht die besten sind8,11. Im Vergleich zu anderen piezoelektrischen Materialien weisen keramische PZT-Materialien eine höhere piezoelektrische Konstante und effektive Kopplungskoeffizienten auf und weisen daher im Allgemeinen einen höheren PTE auf. Darüber hinaus handelt es sich bei keramischem PZT um Massenmaterial, und daher würde sein höherer Qualitätsfaktor bei mechanischer Resonanz auch den PTE-Wert auf Kosten einer geringeren Bandbreite verbessern. Die Ausgangsleistung unseres Geräts erreicht mehr als 10 μW und die Versorgungsspannung unseres Geräts bei voller Ladung liegt bei über 3 V. Aus praktischer Sicht reichen sie aus, um IBDs mit geringem Stromverbrauch für viele Anwendungen zu versorgen, wie zum Beispiel Timer für Biosensoren ( < 660 pW), neuronale elektrische Stimulationen (> 1 μW), intrakörperliche Kommunikation mit hoher Datenrate oder MEMS-Schalter für implantierbare medizinische Geräte37,38,39,40,41,42. Darüber hinaus ist der AlN-basierte Wandler in dieser Arbeit bleifrei, CMOS-kompatibel und dünner als moderne PZT-basierte Wandler. Das AlN PMUT-basierte WPS in dieser Arbeit wird in unserer zukünftigen Forschung zur neuronalen elektrischen Stimulation und passiven Kommunikation zur drahtlosen Aufzeichnung neuronaler Systeme verwendet.

Unsere zukünftige Arbeit wird sich auf die Optimierung des PMUT-Arrays und der elektrischen Impedanzanpassungsnetzwerke konzentrieren, um eine höhere Ausgangsleistung bzw. Leistungsübertragungseffizienz zu erreichen. Darüber hinaus werden Gewebeexperimente mit verpackten Geräten zu praktischen Demonstrationszwecken durchgeführt. Bei der Implantation in einen Tierkörper in zukünftigen Forschungsvorhaben kann das WPS vollständig unter Verwendung biokompatibler Materialien, z. B. Parylene, verpackt werden. Inzwischen kann die Leiterplatte durch ein biokompatibles Substrat ersetzt werden, z. B. Polyimid. Aufgrund der CMOS-Kompatibilität des PMUT-Arrays könnten die Schaltkreise schließlich im ASIC-Format implementiert und in Zukunft als einzelner Chip in ein AlN-PMUT-Array integriert werden, dessen Größe auf Millimeter und sogar noch kleiner reduziert werden könnte. Auch wenn der monolithische PMUT-CMOS-Chip noch nicht realisiert wurde, ebnet die in dieser Arbeit vorgeschlagene Lösung den Weg für ultraminiaturisierte, biokompatible und CMOS-kompatible drahtlose Stromversorgungen.

In dieser Arbeit wurde ein ultraschallinduziertes WPS einschließlich WPT-, Energieverwaltungs- und Energiespeicherfunktionen vorgestellt. Die Empfindlichkeit des AlN-PMUT-Arrays betrug etwa 1 V/Mpa und der PTE betrug etwa 0,236 %. Zur Verbesserung der Leistungsübertragungseffizienz wurden elektrische Impedanzanpassungsnetzwerke integriert. Die Ausgangsleistungsintensität mit Gleichrichtung und Boost-Schaltung erreichte 7,36 μW/mm2, und die Ladespannung am 100-μF-Kondensator könnte 3,19 V erreichen, was für viele implantierbare Sensoren und ICs mit geringer Leistung ausreicht. Das WPS wurde in einer Leiterplatte mit einem Durchmesser von 1 cm implementiert. Die vorgeschlagene Lösung hat das Potenzial, vollständig biokompatibel und CMOS-kompatibel zu sein, wenn das AlN-PMUT-Array und die CMOS-Schaltung in Zukunft auf einem einzigen Chip integriert werden.

Für die Impedanzmessung des Empfängers wurde ein Impedanzanalysator E4990A (Keysight, USA) verwendet. Zur Erzeugung sinusförmiger Signale an den Sender wurde ein DG4000-Signalgenerator (RIGOL, China) verwendet. Für die Schalldruckmessung wurde das 2,0-mm-Nadelhydrophon NH2000 (Precision Acoustics, UK) verwendet. Zur Spannungsmessung wurde der Ausgang an ein RTB2002-Oszilloskop (Rohde & Schwarz, Deutschland) angeschlossen.

Die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

Jiang, L., Yang, Y., Chen, Y. & Zhou, Q. Ultraschallinduzierte drahtlose Energiegewinnung: Von Materialstrategien zu funktionalen Anwendungen. Nano Energy 77, 105131 (2020).

Artikel CAS Google Scholar

Lopez, J., Mackanic, DG, Cui, Y. & Bao, Z. Entwicklung von Polymeren für fortschrittliche Batteriechemie. Nat. Rev. Mater. 4, 312–330 (2019).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Nguyen, TP et al. Organische Polypeptid-Radikalbatterien. Natur 593, 61–66 (2021).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Basaeri, H., Christensen, DB & Roundy, S. Ein Überblick über die akustische Kraftübertragung für biomedizinische Implantate. Kluge Mater. Struktur. 25(12), 123001 (2016).

Artikel ADS Google Scholar

Brown, WC Die Geschichte der Energieübertragung durch Radiowellen. IEEE Trans. Mikrowelle. Theorie Tech. 32(9), 1230–1242 (1984).

Artikel ADS Google Scholar

Ibrahim, A., Meng, M. & Kiani, M. Eine umfassende Vergleichsstudie zur drahtlosen induktiven und Ultraschall-Energieübertragung auf biomedizinische Implantate. IEEE Sens. J. 18(9), 3813–3826 (2018).

Artikel ADS CAS Google Scholar

US-Gesundheitsministerium, Food and Drug Administration, Center for Devices and Radiological Health. Informationen für Hersteller, die eine Marktfreigabe für diagnostische Ultraschallsysteme und Wandler anstreben, September (2008).

Meng, M. & Kiani, M. Design und Optimierung von drahtlosen Ultraschall-Energieübertragungsverbindungen für millimetergroße biomedizinische Implantate. IEEE Trans. Biomed. Schaltungen Syst. 11(1), 98–107 (2016).

Artikel Google Scholar

Charthad, J. et al. Ein mm-großes implantierbares medizinisches Gerät (IMD) mit Ultraschall-Energieübertragung und einer hybriden bidirektionalen Datenverbindung. IEEE J. Solid-State Circuits 50(8), 1741–1753 (2015).

Artikel ADS Google Scholar

Song, SH, Kim, A. & Ziaie, B. Omnidirektionale Ultraschallversorgung für implantierbare Geräte im Millimeterbereich. IEEE Trans. Biomed. Ing. 62(11), 2717–2723 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

Chang, TC et al. End-to-End-Design effizienter Ultraschall-Leistungsverbindungen für die Skalierung hin zu implantierbaren Empfängern im Submillimeterbereich. IEEE Trans. Biomed. Schaltungen Syst. 12(5), 1100–1111 (2018).

Artikel Google Scholar

Ghanbari, MM et al. Ein freischwebendes Ultraschallimplantat im Sub-mm3-Bereich für die neuronale Multimote-Aufzeichnung. IEEE J. Solid-State Circuits 54(11), 3017–3030 (2019).

Artikel ADS Google Scholar

Piech, DK et al. Ein kabelloser, im Millimeterbereich implantierbarer Nervenstimulator mit ultraschallbetriebener bidirektionaler Kommunikation. Nat. Biomed. Ing. 4(2), 207–222 (2020).

Artikel Google Scholar

Basaeri, H., Yu, Y., Young, D. & Roundy, S. Akustische Energieübertragung für biomedizinische Implantate mit piezoelektrischen Empfängern: Auswirkungen von Fehlausrichtung und Fehlorientierung. J. Mikromech. Mikroeng. 29(8), 084004 (2019).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Christensen, DB & Roundy, S. Ultraschallbetriebene piezoelektrische Generatoren für bioimplantierbare Sensoren: Platte versus Membran. J. Intell. Mater. Syst. Struktur. 27(8), 1092–1105 (2015).

Artikel Google Scholar

Pinto, RMR, Gund, V., Dias, RA, Nagaraja, KK & Vinayakumar, KB CMOS-integrierte Aluminiumnitrid-MEMS: Ein Rückblick. J. Mikroelektromech. Syst. 31(4), 500–523 (2022).

Artikel CAS Google Scholar

Jackson, N., Keeney, L. & Mathewson, A. Flexibles CMOS und biokompatibles piezoelektrisches AlN-Material für MEMS-Anwendungen. Kluge Mater. Struktur. 22(11), 115033 (2013).

Artikel ADS Google Scholar

Trolier-McKinstry, S. & Muralt, P. Dünnschicht-Piezoelektrika für MEMS. J. Elektrokeramik. 12, 7–17 (2004).

Artikel CAS Google Scholar

Shelton, S. et al. CMOS-kompatible piezoelektrische mikrobearbeitete AlN-Ultraschallwandler. Im Jahr 2009 IEEE International Ultraschall-Symposium 402–405 (2009).

Gerfers, F. et al. Ultra-rauscharme MEMS-Beschleunigungsmesser im Sub-μg-Bereich, die auf CMOS-kompatiblen piezoelektrischen AlN-Dünnfilmen basieren. In TRANSDUCERS 2007–2007 International Solid-State Sensors, Actuators and Microsystems Conference, 1191–1194 (2007).

Algieri, L. et al. Flexible piezoelektrische Energiegewinnung unter Nutzung biokompatibler AlN-Dünnfilme, die auf aufgeschleuderten Polyimidschichten aufgewachsen sind. ACS-Appl. Energie Mater. 1(10), 5203–5210 (2018).

CAS Google Scholar

Schmid, U. et al. Aluminiumnitrid: Ein vielversprechendes und vollständig CMOS-kompatibles piezoelektrisches Material für MOEMS-Anwendungen. Intelligente Sensoren, Aktoren und MEMS IV (2009).

Herrera, B., Cassella, C. & Rinaldi, M. AlN PMUT-basierte Ultraschall-Energieübertragungsverbindungen für implantierbare Elektronik. In Transducers 2019 – EUROSENSORS XXXIII. 2019, Berlin, 23–27 (2019).

Gong, D., Ma, S., Chiu, Y., Lee, H. & Jin, Y. Untersuchung der Eigenschaften von AlN PMUT, das als drahtloser Leistungsempfänger verwendet wird. Im Jahr 2019 IEEE 69. Electronic Components and Technology Conference (ECTC) 1503–1508 (2019).

Lu, Y., Heidari, A. & Horsley, DA Eine ringförmige Anordnung von hochfrequenten piezoelektrischen mikrobearbeiteten Ultraschallwandlern mit hohem Füllfaktor. J. Mikroelektromech. Syst. 24(4), 904–913 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

Sari, F. & Uzun, Y. Eine vergleichende Studie: Spannungsvervielfacher für HF-Energiegewinnungssysteme. In Kommunikation, Fakultät für Naturwissenschaften, Universität Ankara, Reihe A2–A3, Physikalische Wissenschaften und Ingenieurwissenschaften, Bd. 61, 12–23 (2019).

Tran, LG, Cha, HK & Park, WT RF Power Harvesting: Ein Überblick über Designmethoden und Anwendungen. Mikro-Nano-System. Lette. 5, 14 (2017).

Artikel ADS Google Scholar

Islam, S. & Kim, A. Ultraschall-Energiegewinnungsschema für implantierbare aktive Stents. Im Jahr 2018 IEEE/MTT-S International Microwave Biomedical Conference (2018).

Rathod, VT Ein Überblick über elektrische Impedanzanpassungstechniken für piezoelektrische Sensoren, Aktoren und Wandler. Elektronik 8(2), 169 (2019).

Artikel MathSciNet Google Scholar

Garcia-Rodriguez, M. et al. Kostengünstiges Anpassungsnetzwerk für Ultraschallwandler. Physik. Procedia 3(1), 1025–1031 (2010).

Artikel ADS Google Scholar

Kim, MG, Yoon, S., Kim, HH & Shung, KK Impedanzanpassungsnetzwerk für Hochfrequenz-Ultraschallwandler für Mobilfunkanwendungen. Ultraschall 65, 258–267 (2016).

Artikel CAS Google Scholar

Moon, J.-Y., Lee, J. & Chang, JH Elektrische Impedanzanpassungsnetzwerke basierend auf Filterstrukturen für Hochfrequenz-Ultraschallwandler. Sens. Aktoren A Phys. 251, 225–233 (2016).

Artikel CAS Google Scholar

Zhou, Y., Froppier, B. und Razban, T., Untersuchung eines Anpassungsschaltungseffekts auf einen Mikrowellengleichrichter. Im 11. Mediterranean Microwave Symposium (MMS'2011), 8.–10. September, Hammamet (2011).

Kim, K. & Choi, H. Hocheffizienter Hochspannungsverstärker der Klasse F für drahtlose Hochfrequenz-Ultraschallsysteme. PLoS One 16(3), e0249034 (2021).

Artikel CAS Google Scholar

He, Q. et al. MEMS-basierter Ultraschallwandler als Empfänger zur drahtlosen Stromversorgung der implantierbaren Mikrogeräte. Sens. Actuators A 219, 65–72 (2014).

Artikel CAS Google Scholar

Seo, D., Carmena, JM, Rabaey, JM, Maharbiz, MM & Alon, E. Modellvalidierung von ungebundenen Ultraschall-Neuralstaubpartikeln für die kortikale Aufzeichnung. J. Neurosci. Methoden. 244, 114–122 (2015).

Artikel Google Scholar

Shi, Q., Wang, T., Kobayashi, T. & Lee, C. Untersuchung des geometrischen Designs in Membranen piezoelektrischer mikroelektromechanischer Systeme für die Ultraschallenergiegewinnung. Appl. Physik. Lette. 108(19), 193902 (2016).

Artikel ADS Google Scholar

Jiang, L. et al. Ultraschallinduzierte drahtlose Energiegewinnung für eine mögliche Anwendung zur elektrischen Stimulation der Netzhaut. Adv. Funktion. Mater. 29(33), 1902522 (2019).

Artikel Google Scholar

Seo, D. et al. Drahtlose Aufzeichnung im peripheren Nervensystem mit Ultraschall-Neuralstaub. Neuron 91(3), 529–539 (2016).

Artikel CAS Google Scholar

Pop, F. et al. Nullleistungs-Ultraschall-Weckempfänger auf Basis von MEMS-Schaltern für implantierbare medizinische Geräte. IEEE Trans. Electron Devices 69(3), 1327–1332 (2022).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Pop, F., Herrera, B. & Rinaldi, M. Piezoelektrische mikrobearbeitete Lithiumniobat-Ultraschallwandler für die Intrakörperkommunikation mit hoher Datenrate. Nat. Komm. 13(1), 1–12 (2022).

Artikel Google Scholar

Barbruni, GL, Ros, PM, Demarchi, D., Carrara, S. & Ghezzi, D. Miniaturisierte drahtlose Energieübertragungssysteme für die Neurostimulation: Eine Übersicht. IEEE Trans. Biomed. Schaltungen Syst. 14–6, 1160–1178 (2020).

Artikel Google Scholar

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Diese Arbeit wurde durch Mittel der Natural Science Foundation of China (NSFC Grant No. 62001322), des Tianjin Municipal Science and Technology Project (No. 20JCQNJC011200) und des National Key Research and Development Program (No. 2020YFB2008800) unterstützt.

Staatliches Schlüssellabor für Präzisionsmesstechnik und -instrumente, Tianjin-Universität, Tianjin, 300072, China

Zhicong Rong, Menglun Zhang, Yuan Ning und Wei Pang

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ZR und MZ konzipierten die Idee und das Gerätedesign. ZR und YN testeten das Gerät und analysierten die experimentellen Daten. MZ und WP überwachten die Forschungsaktivitäten und trugen zur Manuskripterstellung bei. Alle Autoren haben das Manuskript rezensiert.

Korrespondenz mit Menglun Zhang oder Wei Pang.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Rong, Z., Zhang, M., Ning, Y. et al. Eine ultraschallinduzierte drahtlose Stromversorgung basierend auf piezoelektrischen mikrobearbeiteten AlN-Ultraschallwandlern. Sci Rep 12, 16174 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19693-5

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Eingegangen: 28. Juni 2022

Angenommen: 02. September 2022

Veröffentlicht: 28. September 2022

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

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