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Rapports scientifiques volume 12, Numéro d'article : 16174 (2022) Citer cet article

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Le transfert d'énergie sans fil est l'une des technologies permettant d'alimenter les dispositifs biomédicaux implantables. La biocompatibilité et la compatibilité CMOS des dispositifs de transfert d'énergie sans fil sont fortement souhaitées en raison de problèmes de sécurité et d'encombrement. Vers des applications implantables, cet article présente une alimentation sans fil induite par ultrasons basée sur un transducteur ultrasonique micro-usiné piézoélectrique AlN (PMUT). L'alimentation sans fil intègre des fonctions de transfert d'énergie sans fil, de gestion de l'alimentation et de stockage d'énergie. Le réseau PMUT est utilisé comme récepteur de puissance sans fil passif, suivi de réseaux d'adaptation d'impédance électrique et d'un multiplicateur de tension pour une transmission et un redressement efficaces de la puissance. L'intensité de la puissance de sortie du récepteur sans fil atteint 7,36 μW/mm2 avec une puissance ultrasonore incidente inférieure à la limite de sécurité FDA. La puissance de sortie de l'alimentation sans fil atteint 18,8 μW et un condensateur de 100 μF est complètement chargé à 3,19 V après la gestion de l'alimentation, ce qui est suffisant pour alimenter de nombreux dispositifs biomédicaux implantables de faible puissance tels que la stimulation électrique neurale, les biocapteurs et les applications de communication intracorporelle. L'alimentation sans fil est implémentée dans un circuit imprimé d'un diamètre de 1 cm. Avec la biocompatibilité et la compatibilité CMOS du film mince AlN par rapport au PZT couramment utilisé, la solution proposée ouvre la voie à des alimentations sans fil plus sûres et ultraminiaturisées avec un développement ultérieur incorporant toutes les fonctions sur une puce monolithique à l'avenir.

Avec les progrès récents de la biomédecine, de la nanotechnologie et de la microélectronique, la demande d'alimentations sans fil pour dispositifs biomédicaux implantables (DCI) augmente rapidement1. Les IBD sont largement utilisés dans la vie quotidienne, tels que les stimulateurs neuromusculaires, les prothèses visuelles, les stimulateurs cardiaques, les défibrillateurs cardiaques, les implants cochléaires, les moniteurs de pH, les tensiomètres et les gastrostimulateurs. Ces dispositifs peuvent fournir des fonctions de diagnostic, de traitement et de surveillance en temps réel et améliorer la qualité de vie des patients. À l'heure actuelle, la plupart des dispositifs biomédicaux implantables reposent encore sur des piles pour fonctionner dans le corps humain. Bien que la technologie des batteries ait réalisé des progrès inspirants ces dernières années2,3, cette technologie souffre encore d'inconvénients évidents. Les batteries ont une durée de vie limitée, un poids et un volume relativement élevés, une possibilité de fuite de substances toxiques et des difficultés d'intégration. Le remplacement fréquent de la batterie pour l'entretien de l'IBD pendant le traitement pourrait causer des désagréments et des blessures possibles aux patients.

Pour résoudre ces problèmes, des recherches ont été menées pour retirer les piles des DCI ou prolonger la durée de vie des piles. Le transfert d'énergie sans fil (WPT) est l'une des technologies permettant d'alimenter les IBD. Plusieurs stratégies WPT ont été proposées pour alimenter les IBD, notamment la méthode de couplage inductif, la méthode acoustique et la méthode de rayonnement électromagnétique4. Rayonnement électromagnétique Le WPT utilise des antennes émettrices et réceptrices pour transférer l'énergie par le biais d'ondes électromagnétiques5. Cependant, les ondes électromagnétiques peuvent facilement générer un échauffement excessif des tissus, et ces ondes sont fortement atténuées dans les tissus humains. De plus, la grande longueur d'onde des ondes électromagnétiques se traduit par une taille de récepteur relativement importante. Le couplage inductif WPT repose sur deux bobines couplées6. Cette méthode atteint une efficacité élevée dans le champ proche mais subit une forte détérioration de l'efficacité dans le champ lointain, limitant la profondeur utilisable de l'IBD. Le WPT acoustique adopte généralement des transducteurs à ultrasons comme récepteurs de puissance. Comparé aux deux autres méthodes, il peut obtenir des récepteurs plus petits et une pénétration plus profonde en raison des longueurs d'onde plus courtes et de la plus faible atténuation dans le corps, respectivement4. De plus, un échauffement minimal des tissus et des interférences électromagnétiques sont impliqués7.

Ces dernières années, les recherches acoustiques WPT ont attiré beaucoup d'attention8,9,10,11,12,13. La plupart de ces travaux sont consacrés à l'optimisation du processus de transmission de puissance, ou à la combinaison du transducteur avec des applications in vivo. Bien que le WPT acoustique orienté IBD se soit considérablement amélioré ces dernières années, des problèmes et des défis subsistent4,6,14,15. Premièrement, la plupart des récepteurs piézoélectriques actuellement mis en œuvre sont à base de titanate de zirconate de plomb (PZT), qui n'est pas un matériau biocompatible et les fuites potentielles de plomb peuvent être nocives pour le corps humain et l'environnement. Avec la prise de conscience croissante de la protection de l'environnement et la mise en œuvre de la directive RoHS (Restriction of the Hazardous Substances), l'utilisation de matériaux sans plomb et respectueux de l'environnement pour remplacer les matériaux contenant du plomb est devenue une tendance forte. Deuxièmement, une alimentation sans fil (WPS) intégrant le WPT avec un circuit de gestion de l'alimentation et de stockage d'énergie est généralement requise pour les applications pratiques ; cependant, les transducteurs céramiques PZT actuels ne sont pas compatibles IC pour une seule puce. Une seule puce intégrant un récepteur compatible CMOS et une électronique CMOS pourrait pousser un WPS à une miniaturisation extrême. Par rapport à ces travaux, le réseau AlN PMUT adopté dans cet article est basé sur un matériau sans plomb et présente certains avantages. Le processus de fabrication du film mince d'AlN est compatible avec la technologie CMOS standard, permettant l'intégration monolithique des transducteurs et des circuits MEMS16. Il peut être déposé par un procédé de pulvérisation à basse température sur des plaquettes CMOS métallisées. Comparé au PZT, l'AlN sans plomb est un matériau biocompatible17,18,19,20,21,22. Cependant, la recherche actuelle sur AlN PMUT se concentre principalement sur les applications de télémétrie et d'imagerie ultrasonore au lieu de WPT. Bien que des travaux antérieurs basés sur l'AlN aient mis en évidence des solutions possibles23,24, un WPS complet n'a pas été réalisé.

Étant donné que le WPS implantable basé sur AlN PMUT n'a pas été mis en œuvre, ce travail explore la faisabilité de cette idée. Le WPS proposé intègre des fonctions WPT et de gestion de l'alimentation, notamment un récepteur à ultrasons à base d'AlN, un multiplicateur de tension, des réseaux d'adaptation d'impédance électrique, une unité de gestion de l'alimentation et un condensateur de charge. Le WPS établi est implémenté dans un PCB de 1 cm de diamètre, et sa puissance de sortie est déjà suffisante pour l'application de stimulation électrique neurale dans notre étape suivante. Étant donné que la stratégie proposée permet une intégration complète en tant que puce monolithique à l'avenir, elle ouvre de nouvelles voies pour les nœuds de stimulation neuronale sans fil et sans batterie avec une empreinte considérablement réduite ainsi qu'une sécurité améliorée.

Le schéma fonctionnel du dispositif d'alimentation sans fil induit par ultrasons (WPS) proposé est illustré à la Fig. 1. Un générateur de fonctions se termine directement par un amplificateur de puissance et génère une onde de rafale sinusoïdale vers une sonde ultrasonique piézoélectrique commerciale dans l'environnement externe. Un réseau de transducteurs ultrasonores micro-usinés piézoélectriques à base d'AlN (AlN-PMUT) avec étanchéité en parylène est conçu et fabriqué en tant que récepteur de puissance sans fil. Un multiplicateur de tension Villard à 3 étages est conçu et optimisé pour transformer le courant alternatif en courant continu et augmenter la tension de sortie avec un rendement élevé. L'unité de gestion de l'alimentation (PMU) est mise en œuvre pour stocker et réguler la puissance de sortie CC du multiplicateur de tension. Un condensateur céramique multicouche (MLCC) est utilisé comme dispositif de stockage d'énergie. Plusieurs réseaux d'adaptation d'impédance électrique à structure de filtre passif sont conçus pour améliorer l'efficacité de transmission de puissance entre le PMUT et le circuit suivant. L'ensemble du dispositif WPS est mis en œuvre sur un substrat de carte de circuit imprimé (PCB) FR-4 sans plomb à faible coût.

Schéma fonctionnel de l'alimentation sans fil induite par ultrasons proposée.

L'élément PMUT proposé présente une structure multicouche empilée bidimensionnelle composée de deux électrodes métalliques et d'un seul film mince piézoélectrique. Les deux électrodes comprennent du molybdène (Mo) et la couche piézoélectrique est un film mince d'AlN. Le réseau AlN-PMUT proposé est fabriqué sur un substrat de silicium (Si). Lorsque l'AlN-PMUT est excité par une onde ultrasonore incidente, le film mince piézoélectrique vibre en mode de flexion et un moment de flexion est généré. Le moment de flexion généré peut provoquer une contrainte mécanique dans le film piézoélectrique d'AlN, puis il est converti en une charge électrique par effet piézoélectrique direct.

Pour obtenir une efficacité de transmission de puissance plus élevée et un volume relativement plus petit de l'ensemble du dispositif, la fréquence de résonance de l'AlN-PMUT doit être correctement choisie. Premièrement, étant donné que l'atténuation des ondes sonores dans les tissus biologiques est proportionnelle à la fréquence de fonctionnement, les ondes ultrasonores à hautes fréquences s'atténuent plus rapidement et l'énergie transmise peut ne pas répondre aux exigences de l'application. Deuxièmement, lorsque le transducteur MEMS est à la distance de Rayleigh de la sonde à ultrasons, l'efficacité de réception est la plus élevée, et la distance de Rayleigh des transducteurs à ultrasons avec différentes fréquences est différente, et la fréquence peut être sélectionnée en fonction de l'application de différentes distances. Troisièmement, la fréquence de résonance du transducteur d'onde acoustique MEMS piézoélectrique diminue avec l'augmentation de la surface et, par conséquent, la taille du dispositif doit également être prise en compte. Étant donné que les trois facteurs ci-dessus doivent être pris en compte en même temps, il est important de s'équilibrer en fonction des applications spécifiques. La fréquence de résonance théorique du premier mode de l'AlN-PMUT peut être calculée comme suit25 :

où D est la rigidité en flexion de la plaque, a est le rayon de la membrane circulaire et ρ est la densité de masse surfacique. Selon l'équation ci-dessus, la fréquence centrale souhaitée peut être obtenue en contrôlant l'épaisseur de chaque couche et le diamètre de la membrane.

Pour la conception PMUT avancée, une analyse par éléments finis (FEA) a été effectuée et le modèle de simulation est illustré à la Fig. 2a. En raison de la symétrie des PMUT circulaires, un modèle bidimensionnel a été adopté, réduisant les ressources de calcul et augmentant la précision de calcul. Le déplacement total de la membrane est représenté sur la figure 2b. Lorsque le PMUT est utilisé comme récepteur, sa sensibilité de réception atteint la valeur maximale lorsque la couverture de l'électrode supérieure est d'environ 70 %. Selon les résultats de la simulation, les performances de réception du récepteur sont optimales lorsque le rapport d'épaisseur de la couche piézoélectrique à la couche d'électrode inférieure est de 1:2. Lors de la fabrication, l'épaisseur du film mince piézoélectrique était de 0,45 μm et l'épaisseur de la couche d'électrode inférieure était de 0,9 μm. Les résultats simulés des courbes d'impédance électrique sont présentés sur la Fig. 2c, d, avec deux cas considérés, c'est-à-dire avec et sans étanchéité au parylène. Selon les résultats de la simulation, le changement de phase à la résonance après scellement diminue légèrement et la fréquence de résonance augmente de manière significative. Lorsque l'épaisseur du joint en parylène augmente encore, la fréquence de résonance augmente en conséquence. L'impédance d'un seul élément PMUT est d'environ 10 kΩ, ce qui est très élevé pour un récepteur de puissance sans fil. Pour obtenir une impédance plus faible et donc un courant plus élevé à partir des ondes ultrasonores incidentes, de nombreux éléments PMUT sont connectés en parallèle pour former un réseau. La connexion parallèle réduit l'impédance globale de milliers à des centaines d'ohms. Le tableau PMUT résultant contient 20 × 20 éléments.

Simulation FEA de l'AlN-PMUT. ( a ) Modèle de simulation FEA bidimensionnel de PMUT. (b) Déplacement total de la membrane. (c) Courbe d'impédance électrique sans joint parylène. ( d ) Courbe d'impédance électrique avec étanchéité en parylène de 2, 2 μm.

Le processus de fabrication du réseau AlN-PMUT proposé est illustré à la Fig. 3. Tout d'abord, une plaquette de silicium à haute résistance a été utilisée comme substrat et des cavités de 3, 4 μm ont été gravées par un processus de gravure ionique réactive (RIE), comme illustré à la Fig. 3a, b. Les bords de la cavité ont été inclinés en ajustant le profil de la résine photosensible et la recette de gravure RIE pour un meilleur remplissage du PSG dans la cavité. Le PSG d'une épaisseur supérieure à la profondeur de la cavité a été déposé par un procédé de dépôt chimique en phase vapeur assisté par plasma (PECVD), comme le montre la figure 3c. Ensuite, la tranche entière a été planarisée par un processus de polissage mécano-chimique (CMP), comme le montre la figure 3d. CMP a retiré le PSG à l'extérieur de la cavité de sorte que la surface du substrat soit complètement exposée mais que le PSG dans la cavité soit resté. L'uniformité du CMP était inférieure à 10 %, ce qui affecte la profondeur de la cavité. Cependant, la profondeur de la cavité a peu d'influence sur les performances du PMUT. Le procédé de dépôt physique en phase vapeur (PVD) a été utilisé pour déposer 0, 9 μm de molybdène comme électrode inférieure, comme le montre la figure 3e. L'électrode inférieure a également été modelée dans la forme cible à l'aide du processus RIE. Considérant que la couche piézoélectrique et l'électrode supérieure doivent être déposées au-dessus de l'électrode inférieure, le bord à motifs de l'électrode inférieure était généralement une pente, de sorte que les matériaux déposés ultérieurement étaient exempts de concentration de contraintes. Les bords des électrodes inférieures ont été inclinés en ajustant le profil de photorésist et la recette de gravure RIE. Dans l'étape suivante, le processus PVD a été utilisé pour déposer un film mince d'AlN de 0, 45 μm et une électrode supérieure en molybdène de 0, 1 μm, comme illustré à la Fig. 3f, g. L'électrode supérieure et l'AlN ont ensuite été modelés. La couche d'or a été déposée par procédé PVD avec une épaisseur de 0,8 µm pour former des plots de connexion, comme le montre la Fig. 3h. Une couche d'or de 0,8 μm garantit que la marche de l'AIN gravé a été entièrement recouverte et que l'électrode supérieure a été connectée au bus. Après le découpage en dés de la plaquette, la plaquette entière a été immergée dans une solution d'acide fluorhydrique pour éliminer le PSG et suspendre la structure, comme le montre la figure 3i.

Processus de fabrication du réseau AlN-PMUT proposé. (a) Plaquette de silicium. (b) Gravure de la cavité. (c) Remplissage de la cavité avec du PSG. (d) Planarisation de la tranche de silicium. (e) Dépôt et gravure des électrodes inférieures. (f) Dépôt de la couche mince d'AlN. (g) Dépôt et gravure des électrodes supérieures. (h) Dépôt de la couche d'or sous forme de tampons. (i) Gravure PSG et libération de structure.

La figure 4a, b montre des images optiques du réseau AlN-PMUT fabriqué. Chaque élément individuel AlN-PMUT contient quatre trous de libération d'un diamètre de 10 μm. Le diamètre de l'électrode supérieure était de 27 μm et le diamètre de la cavité était de 39 μm. La distance entre chaque élément PMUT était de 89 μm. La surface effective du réseau AlN-PMUT était d'environ 2,55 mm2.

Images du réseau AlN-PMUT. (a) Image microscopique du réseau PMUT. (b) Image microscopique agrandie d'un élément PMUT. ( c ) Image SEM de la section transversale de l'AlN-PMUT scellé.

Suite à la fabrication de la matrice AlN-PMUT non scellée, une expérience de réception a été menée dans un réservoir rempli d'eau déminéralisée. La tension de sortie du réseau PMUT a montré une chute en fonction du temps, jusqu'à 100 mV, car l'eau est entrée dans la cavité par le trou de libération. Pour résoudre ce problème, le réseau AlN-PMUT a été scellé avec du parylène. La figure 4c montre une image SEM du réseau AlN-PMUT scellé. L'épaisseur de la couche d'étanchéité en parylène était d'environ 2,1 µm. La cavité était sous vide faible après scellage, et la sensibilité de réception PMUT devrait augmenter à mesure que le niveau de vide augmente davantage en raison d'un facteur de qualité plus élevé.

Les courbes d'impédance électrique du réseau récepteur ont été mesurées par un analyseur d'impédance avant et après scellement. Les résultats mesurés illustrés sur les Fig. 5a, b correspondent bien à la valeur de simulation illustrée sur les Fig. 2c, d. En connectant en parallèle les éléments PMUT, l'impédance électrique a été réduite à environ 200 Ω.

Expérience de test du réseau PMUT. ( a ) Courbes de l'impédance du réseau PMUT sans étanchéité au parylène. ( b ) Courbes de l'impédance du réseau PMUT avec étanchéité en parylène. ( c ) Configuration expérimentale pour évaluer le réseau AlN-PMUT en tant que récepteur de puissance sans fil. ( d ) Sensibilité mesurée du réseau PMUT. La sensibilité du réseau AlN-PMUT était d'environ 1 V/Mpa.

Des expériences de réception sous-marines ont été réalisées pour caractériser les performances de réception du réseau PMUT scellé dans un réservoir rempli d'eau déminéralisée, comme le montre la figure 5c. Un générateur de fonction a été connecté à un amplificateur de puissance pour générer un signal sinusoïdal transmis à la sonde. La pression acoustique générée par la sonde commerciale a été calibrée avec un hydrophone à aiguille acquis auprès de Precision Acoustics. Nous avons mesuré la sensibilité de réception du récepteur et effectué un ajustement linéaire aux données, comme illustré à la Fig. 5d. Les résultats de l'expérience montrent que la sensibilité de réception du PMUT est d'environ 1 V/MPa.

L'intensité de la puissance ultrasonore incidente est contrôlée par la forme d'onde du générateur de fonctions à 7 mW/mm2, ce qui est inférieur à la limite de sécurité FDA. L'intensité de puissance de l'onde ultrasonore peut être calculée comme suit :

où p est la pression acoustique de crête de l'onde ultrasonore, ρ est la densité du milieu de propagation, c est la vitesse du son dans le milieu et C est le rapport cyclique de l'onde. Selon l'intensité de la puissance d'entrée des ultrasons (7 mW/mm2) et la surface effective du récepteur (2,55 mm2), la puissance d'entrée est d'environ 17,85 mW. Selon l'impédance et la tension de sortie du PMUT, la puissance de sortie du PMUT peut être calculée à 42 μW, et l'efficacité de transmission de puissance (PTE) est calculée à 0,236 %.

La puissance ultrasonique reçue par le PMUT génère un signal alternatif. Pour convertir le courant alternatif en courant continu, le multiplicateur de tension constitue une partie cruciale du dispositif WPS. Le niveau de tension continue de sortie d'un redresseur à un étage (Fig. 6a) est relativement faible et insuffisant pour les circuits ou applications ultérieurs26,27. Par rapport aux redresseurs à un étage, bien que les multiplicateurs de tension contiennent plus de composants et atteignent ainsi un rendement inférieur, les multiplicateurs de tension à n étages redressent le signal d'entrée et augmentent la tension28.

Caractérisation du circuit redresseur et boost. (a) Schéma de principe d'un multiplicateur de tension à un étage. (b) Schéma de principe d'un multiplicateur de tension Villard à n étages. ( c ) Résultat de la simulation SPICE pour les multiplicateurs de tension de Villard avec une résistance de charge de 10 kΩ. Le résultat de la simulation indique que le circuit à 3 étages atteint la puissance de sortie maximale. ( d ) Résultat expérimental pour la sortie du multiplicateur de tension de Villard sous différentes charges. L'AlN-PMUT est directement connecté au circuit multiplicateur de tension.

Les multiplicateurs de tension présentent de nombreuses structures. Dans les applications de récupération d'énergie (EH) et WPT, les multiplicateurs de tension les plus couramment utilisés comprennent le multiplicateur de tension Villard (multiplicateur de tension Cockcroft – Walton) et le multiplicateur de tension Dickson. La tension de sortie de ces multiplicateurs de tension dépend du nombre d'étages et de la tension directe des diodes. L'efficacité de transmission de puissance d'un multiplicateur de tension donné est déterminée par les performances, la structure, le niveau de puissance d'entrée, la charge, la source et le nombre d'étages du composant. Un multiplicateur de tension pourrait être mis en œuvre impliquant des diodes Schottky ou CMOS avec des transistors, et chaque étage est constitué de deux condensateurs et de deux diodes. Nous avons évalué et simulé les performances de différentes diodes Schottky commerciales. La diode choisie était la diode 1SS372 achetée auprès de Toshiba, qui présente une très faible tension directe (0,18 V à 1 mA), une vitesse de commutation élevée et un boîtier SOT-323 sans plomb et convient aux applications miniaturisées à faible puissance. D'après les résultats de la simulation, les performances des multiplicateurs de tension Villard et Dickson sont similaires. Un diagramme schématique d'un multiplicateur de tension de Villard à n étages est représenté sur la figure 6b.

Pour optimiser la conception, nous avons simulé les performances des multiplicateurs de tension avec différentes structures et nombre d'étages dans le logiciel SPICE. Avec l'augmentation du nombre d'étages, l'impédance d'entrée du multiplicateur diminue. Nous avons construit un modèle de simulation SPICE du PMUT basé sur les résultats de l'analyse d'impédance et l'avons simulé avec les multiplicateurs de tension. L'impédance d'entrée du circuit de gestion de l'alimentation est d'environ 10 kΩ et le circuit de gestion de l'alimentation est directement connecté à la sortie des multiplicateurs de tension. Par conséquent, 10 kΩ a été choisi comme charge des multiplicateurs de tension. Le résultat de la simulation est illustré à la Fig. 6c, révélant que le multiplicateur de tension à 3 étages atteint la sortie la plus élevée de 1,22 V. En raison de la résistance interne et de la capacité du réseau PMUT, les multiplicateurs de tension impliquant plus de 3 étages ne pourraient pas produire des niveaux de tension de sortie plus élevés.

Pour vérifier le résultat de la simulation, nous avons construit et évalué différents circuits multiplicateurs de tension avec le PMUT. Pour obtenir plus d'énergie dans le condensateur de stockage, nous avons adopté un condensateur de 100 μF comme Cout. La sortie PMUT était directement terminée avec l'entrée du multiplicateur de tension. L'expérience a également été réalisée dans de l'eau désionisée d'une manière similaire à l'expérience précédente. Nous avons évalué des multiplicateurs de tension de 1 à 4 étages avec différentes charges. Le résultat du test est présenté sur la figure 6d. La sortie du multiplicateur de tension à 3 étages a atteint environ 1,13 V. La marge d'erreur entre le résultat de la simulation et la valeur mesurée était de 11 %. Les résultats expérimentaux indiquent que la tension de sortie du multiplicateur de tension à 3 étages à 10 kΩ est supérieure à celle des autres circuits (0,77 V, 1,05 V et 1,07 V). Par conséquent, un multiplicateur de tension à 3 étages a été adopté pour la conception finale.

Dans les applications de transducteur, la méthode d'adaptation d'impédance est généralement appliquée pour améliorer le rapport signal sur bruit (SNR), le niveau de puissance du signal souhaité et la bande passante du transducteur29,30. Dans notre application, nous avons conçu et évalué plusieurs réseaux d'adaptation d'impédance électrique (EIMN) pour améliorer l'efficacité de transmission de puissance entre le récepteur et le circuit suivant. Les réseaux d'adaptation d'impédance électrique proposés étaient basés sur des structures de filtre avec des composants passifs, y compris des condensateurs et des inductances31,32,33. Le transfert de puissance maximal de la source à la charge peut être atteint si l'impédance de charge est le conjugué complexe de l'impédance de la source34. Comme le montre la figure 7a, les équations ci-dessous doivent être satisfaites :

Réseaux d'adaptation d'impédance. (a) Schéma de principe du réseau d'adaptation d'impédance. Lorsque le circuit est parfaitement adapté, Zin est conjugué avec ZPMUT. (b) EIMN de type L passe-bas. (c) EIMN de type L passe-haut. (d) EIMN de type Pi passe-bas. (e) EIMN de type T passe-bas. (f) EIMN de type T passe-haut.

Pour concevoir les réseaux d'adaptation d'impédance électrique ci-dessus, les valeurs d'impédance du PMUT et du circuit ultérieur doivent être connues. L'impédance mesurée du PMUT à la fréquence d'excitation est de 24,1 à j312,6 Ω et l'impédance du circuit est de 19,7 à j979,7 Ω. Les paramètres de chaque EIMN ont été automatiquement calculés par un logiciel de simulation. Nous avons conçu des EIMN de type L et à 3 éléments dans un logiciel de simulation et évalué ces circuits dans l'expérience qui a suivi. Le réseau d'adaptation d'impédance électrique de type L conçu comprenait des structures de filtre passe-bas et passe-haut, comme illustré sur les figures 7b et c, respectivement. Dans la structure de filtre passe-bas, les valeurs calculées de l'inductance et du condensateur sont respectivement de 100,5 μH et 26,7 pF. Dans le réseau d'adaptation passe-haut, les valeurs calculées de l'inductance et du condensateur sont respectivement de 41 μH et 103,4 pF. Les EIMN à trois éléments comprennent généralement des réseaux d'adaptation de type Pi et des réseaux d'adaptation de type T. Comme le montre la figure 7d, le réseau d'adaptation de type Pi conçu impliquait un filtre passe-bas contenant deux condensateurs shunt et une inductance série. Les valeurs calculées de CS et CL sont respectivement de 548,6 pF et 151,1 pF, et la valeur de l'inductance série est de 351,6 μH. Le réseau d'adaptation de type T conçu comprenait des structures de filtre passe-bas et passe-haut, comme indiqué sur les figures 7e et f, respectivement. Le réseau d'adaptation de type T passe-bas contenait deux inductances série et un condensateur shunt. Les valeurs calculées de LS et LL sont respectivement de 30 μH et 82,7 μH, et la valeur du condensateur série est de 2,3 nF. Le réseau d'adaptation de type T passe-haut comprenait deux condensateurs en série et une inductance shunt. Les valeurs calculées de CS et CL sont respectivement de 320,2 pF et 313,4 pF, et la valeur de l'inductance shunt est de 2,8 μH.

Nous avons mesuré le niveau de tension continue de sortie du multiplicateur de tension avec différents EIMN. La tension continue de sortie sans EIMN a atteint 1,1 V. L'EIMN passe-haut de type L et l'EIMN passe-haut de type T ont les meilleures performances et ont augmenté la tension de sortie à environ 1,4 V et 1,2 V, respectivement. L'erreur dans la valeur du composant variait d'environ 10 à 20 %. De plus, la résistance au courant continu (DCR) des inductances pourrait également affecter les performances EIMN. Les pertes des condensateurs sont négligeables, mais le DCR des inductances atteint généralement quelques ohms. Étant donné que la valeur DCR est proche de RPMUT et RLoad, les performances EIMN sont dégradées. Par conséquent, l'EIMN passe-haut de type L et l'EIMN passe-haut de type T ont atteint de meilleures performances car ces EIMN incluent des inductances shunt, minimisant les effets négatifs du DCR. La puissance de sortie du multiplicateur de tension sans EIMN a atteint 11,6 μW. L'EIMN passe-haut de type L et l'EIMN passe-haut de type T ont augmenté la puissance de sortie d'environ 60 % et 19 %, respectivement, et la sortie moyenne dans le temps en dessous de la limite de sécurité FDA a atteint 18,8 μW et 13,84 μW, respectivement. L'intensité de la puissance de sortie est d'environ 7,36 μW/mm2.

Le dispositif WPS proposé a été implémenté dans un circuit imprimé FR-4 circulaire d'un diamètre de 1 cm fabriqué selon un procédé sans plomb. La conception finale du circuit décrite ci-dessus est illustrée à la figure 8a. Le dispositif comprend le réseau AlN-PMUT, les réseaux d'adaptation d'impédance électrique, le circuit multiplicateur de tension, le PMU et le condensateur de stockage MLCC de 100 μF sur le PCB, comme illustré à la Fig. 8b. La tension reçue et la puissance de la sortie du multiplicateur de tension à différentes distances sont illustrées à la Fig. 8c. Comme le montre la figure 8d, il faut environ 4 minutes pour charger un MLCC de 100 μF à 3,19 V avec adaptation d'impédance, plus rapide que sans adaptation d'impédance.

Dispositif WPS proposé. (a) Schéma de principe du dispositif WPS proposé. (b) Photo du dispositif WPS proposé avec un diamètre de 1 cm à côté d'une pièce de monnaie. (c) Tension reçue et puissance du multiplicateur de tension à différentes distances. ( d ) Courbe de charge du MLCC 100 μF. Il faut moins de 4 min pour charger un MLCC de 100 μF à 3,19 V avec adaptation d'impédance, contre 5 min sans adaptation d'impédance.

Le PTE expérimental du réseau AlN-PMUT dans l'eau est d'environ 0,236 % à une profondeur de caractérisation de 25 mm, comme indiqué dans la section "Conception et optimisation du multiplicateur de tension". La distance maximale de transmission de puissance et la PET dans les tissus ont également été estimées. La formule utilisée pour l'estimation est

où le facteur d'atténuation α(f) est fonction de la fréquence de fonctionnement, x est la distance le long de l'axe acoustique, p0 est la pression acoustique mesurée de la sonde et p est la pression acoustique estimée4. Dans le sang et les tissus, le coefficient d'atténuation (0,3 dB cm−1 MHz−1) des ondes sonores est généralement supérieur à celui de l'eau. Il est calculé que la distance maximale de transmission de puissance dans le sang ou les tissus est d'environ 6 cm avec un PTE maximal d'environ 0,13 %.

À des fins de comparaison, les travaux connexes de ces dernières années sur les dispositifs WPT acoustiques miniaturisés sont résumés dans le tableau 1. Le tableau 1 ne montre que les travaux connexes des transducteurs MEMS et des céramiques PZT submillimétriques, les dispositifs WPT plus grands ne sont pas présentés dans le tableau. À mesure que le volume du récepteur d'alimentation sans fil augmente, son efficacité augmente généralement. L'intensité de la puissance de sortie, la puissance délivrée à la charge et la PTE de notre appareil atteignent respectivement 7,36 μW/mm2, 18,8 μW et 0,236 %. Ils sont déjà meilleurs que de nombreux dispositifs WPT acoustiques basés sur PZT35,36,37, bien que le PTE et la puissance délivrée à la charge de notre dispositif ne soient pas les meilleurs8,11 en raison du coefficient piézoélectrique inférieur inhérent de l'AlN. Par rapport à d'autres matériaux piézoélectriques, les matériaux céramiques PZT ont une constante piézoélectrique et des coefficients de couplage effectifs plus élevés, et par conséquent ils ont généralement un PTE plus élevé. De plus, la céramique PZT est un matériau en vrac, et donc son facteur de qualité supérieur à la résonance mécanique améliorerait également la valeur PTE au prix d'une bande passante plus faible. La puissance de sortie de notre appareil atteint plus de 10 μW et la tension d'alimentation à pleine charge de notre appareil dépasse 3 V. Du point de vue de l'utilisation pratique, ils sont suffisants pour alimenter les IBD de faible puissance pour de nombreuses applications, telles que les minuteries pour biocapteurs (< 660 pW), les stimulations électriques neurales (> 1 μW), la communication intracorporelle à haut débit ou les commutateurs MEMS pour les dispositifs médicaux implantables37,38,39,40,41,42. De plus, le transducteur à base d'AlN dans ce travail est sans plomb, compatible CMOS et de taille plus fine, contrairement aux transducteurs à base de PZT à la pointe de la technologie. Le WPS basé sur AlN PMUT dans ce travail sera utilisé dans nos futures recherches sur la stimulation électrique neuronale et la communication passive pour l'enregistrement sans fil des systèmes neuronaux.

Nos travaux futurs se concentreront sur l'optimisation du réseau PMUT et des réseaux d'adaptation d'impédance électrique pour atteindre un niveau de puissance de sortie et une efficacité de transmission de puissance plus élevés, respectivement. En outre, des expériences sur des tissus seront réalisées avec des dispositifs emballés à des fins de démonstration pratique. Lorsqu'il est implanté dans le corps d'un animal dans le cadre de recherches futures, le WPS peut être entièrement emballé à l'aide de matériaux biocompatibles, par exemple le parylène. Parallèlement, le PCB peut être remplacé par un substrat biocompatible, par exemple du polyimide. Enfin, en raison de la compatibilité CMOS du réseau PMUT, les circuits pourraient être implémentés au format ASIC et intégrés à un réseau AlN-PMUT en tant que puce unique à l'avenir, dont la taille pourrait être réduite à quelques millimètres et même plus petite. Même si la puce monolithique PMUT-CMOS n'a pas encore été réalisée, la solution proposée dans ce travail ouvre la voie à des alimentations sans fil ultraminiaturisées, biocompatibles et compatibles CMOS.

Ce travail a introduit un WPS induit par ultrasons comprenant des fonctions WPT, de gestion de l'alimentation et de stockage d'énergie. La sensibilité du réseau AlN-PMUT était d'environ 1 V/Mpa et le PTE était d'environ 0,236 %. Des réseaux d'adaptation d'impédance électrique ont été inclus pour améliorer l'efficacité de la transmission de puissance. L'intensité de la puissance de sortie avec redressement et circuit de suralimentation a atteint 7,36 μW/mm2, et la tension chargée sur le condensateur de 100 μF pouvait atteindre 3,19 V, ce qui est suffisant pour de nombreux capteurs et circuits intégrés implantables à faible puissance. Le WPS a été implémenté dans un PCB d'un diamètre de 1 cm. La solution proposée a le potentiel d'être entièrement biocompatible et compatible CMOS lorsque le réseau AlN-PMUT et le circuit CMOS seront intégrés sur une seule puce à l'avenir.

Pour la mesure d'impédance du récepteur, un analyseur d'impédance E4990A (Keysight, USA) a été utilisé. Un générateur de signaux DG4000 (RIGOL, Chine) a été utilisé pour générer des signaux sinusoïdaux vers l'émetteur. Pour la mesure de la pression acoustique, un hydrophone à aiguille de 2,0 mm NH2000 (Precision Acoustics, Royaume-Uni) a été utilisé. Pour la mesure de tension, la sortie a été connectée à un oscilloscope RTB2002 (Rohde & Schwarz, Allemagne).

Les données à l'appui des conclusions de cette étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Jiang, L., Yang, Y., Chen, Y. & Zhou, Q. Récupération d'énergie sans fil induite par les ultrasons : des stratégies de matériaux aux applications fonctionnelles. Nano énergie 77, 105131 (2020).

Article CAS Google Scholar

Lopez, J., Mackanic, DG, Cui, Y. & Bao, Z. Conception de polymères pour la chimie avancée des batteries. Nat. Rév. Mater. 4, 312–330 (2019).

Article ADS CAS Google Scholar

Nguyen, TP et al. Batteries à radicaux organiques polypeptidiques. Nature 593, 61–66 (2021).

Article ADS CAS Google Scholar

Basaeri, H., Christensen, DB et Roundy, S. Un examen du transfert de puissance acoustique pour les implants biomédicaux. Maître intelligent. Structure. 25(12), 123001 (2016).

Annonces d'article Google Scholar

Brown, WC L'histoire de la transmission de puissance par ondes radio. IEEE Trans. Micro-onde. Théorie Tech. 32(9), 1230-1242 (1984).

Annonces d'article Google Scholar

Ibrahim, A., Meng, M. & Kiani, M. Une étude comparative complète sur la transmission de puissance sans fil inductive et ultrasonique aux implants biomédicaux. IEEE Sens. J. 18(9), 3813–3826 (2018).

Article ADS CAS Google Scholar

Département américain de la santé et des services sociaux, Food and Drug Administration, Center for Devices and Radiological Health. Information pour les fabricants recherchant une autorisation de mise sur le marché d'échographes diagnostiques et de transducteurs, septembre (2008).

Meng, M. & Kiani, M. Conception et optimisation des liaisons de transmission de puissance sans fil ultrasonores pour les implants biomédicaux millimétriques. IEEE Trans. Biomédical. Circuits Syst. 11(1), 98-107 (2016).

Article Google Scholar

Charthad, J. et al. Un dispositif médical implantable (IMD) de taille millimétrique avec transfert de puissance ultrasonique et une liaison de données bidirectionnelle hybride. IEEE J. Circuits à semi-conducteurs 50(8), 1741–1753 (2015).

Annonces d'article Google Scholar

Song, SH, Kim, A. & Ziaie, B. Alimentation ultrasonique omnidirectionnelle pour les dispositifs implantables à l'échelle millimétrique. IEEE Trans. Biomédical. Ing. 62(11), 2717–2723 (2015).

Article CAS Google Scholar

Chang, TC et al. Conception de bout en bout de liaisons électriques ultrasonores efficaces pour une mise à l'échelle vers des récepteurs implantables submillimétriques. IEEE Trans. Biomédical. Circuits Syst. 12(5), 1100–1111 (2018).

Article Google Scholar

Ghanbari, MM et al. Un implant flottant à ultrasons sub-mm3 pour l'enregistrement neuronal multi-mote. IEEE J. Circuits à semi-conducteurs 54(11), 3017–3030 (2019).

Annonces d'article Google Scholar

Piech, DK et al. Stimulateur neuronal implantable sans fil à l'échelle millimétrique avec communication bidirectionnelle alimentée par ultrasons. Nat. Biomédical. Ing. 4(2), 207–222 (2020).

Article Google Scholar

Basaeri, H., Yu, Y., Young, D. & Roundy, S. Transfert de puissance acoustique pour les implants biomédicaux utilisant des récepteurs piézoélectriques : effets du désalignement et de la désorientation. J. Micromech. Microeng. 29(8), 084004 (2019).

Article ADS CAS Google Scholar

Christensen, DB & Roundy, S. Générateurs piézoélectriques alimentés par ultrasons pour capteurs bio-implantables : plaque contre diaphragme. J. Intel. Mater. Syst. Structure. 27(8), 1092–1105 (2015).

Article Google Scholar

Pinto , RMR , Gund , V. , Dias , RA , Nagaraja , KK & Vinayakumar , KB MEMS en nitrure d'aluminium intégrés CMOS : un examen. J. Microelectromech. Syst. 31(4), 500–523 (2022).

Article CAS Google Scholar

Jackson, N., Keeney, L. & Mathewson, A. Flexible-CMOS et matériau piézoélectrique AlN biocompatible pour les applications MEMS. Maître intelligent. Structure. 22(11), 115033 (2013).

Annonces d'article Google Scholar

Trolier-McKinstry, S. & Muralt, P. Piézoélectriques à couches minces pour MEMS. J. Electrocéram. 12, 7-17 (2004).

Article CAS Google Scholar

Shelton, S. et al. Transducteurs ultrasonores micro-usinés piézoélectriques AlN compatibles CMOS. En 2009 IEEE International Ultrasonics Symposium 402–405 (2009).

Gerfers, F. et al. Accéléromètres MEMS à ultra-faible bruit sub-μg basés sur des couches minces piézoélectriques AlN compatibles CMOS. Dans TRANSDUCERS 2007—2007 International Solid-State Sensors, Actuators and Microsystems Conference, 1191–1194 (2007).

Algieri, L. et al. Collecte d'énergie piézoélectrique flexible exploitant des films minces d'AlN biocompatibles développés sur des couches de polyimide enduites par centrifugation. ACS Appl. Matière énergétique. 1(10), 5203–5210 (2018).

CAS Google Scholar

Schmid, U. et al. Nitrure d'aluminium : Un matériau piézoélectrique prometteur et entièrement compatible CMOS pour les applications MOEMS. Capteurs intelligents, actionneurs et MEMS IV (2009).

Herrera, B., Cassella, C. & Rinaldi, M. AlN Liens de transfert de puissance ultrasonores à base de PMUT pour l'électronique implantable. Dans Transducteurs 2019—EUROSENSORS XXXIII. 2019, Berlin, 23-27 (2019).

Gong, D., Ma, S., Chiu, Y., Lee, H. & Jin, Y. Étude des propriétés de l'AlN PMUT utilisé comme récepteur de puissance sans fil. En 2019 IEEE 69th Electronic Components and Technology Conference (ECTC) 1503–1508 (2019).

Lu, Y., Heidari, A. & Horsley, DA Un réseau annulaire à facteur de remplissage élevé de transducteurs ultrasonores micro-usinés piézoélectriques à haute fréquence. J. Microelectromech. Syst. 24(4), 904–913 (2015).

Article CAS Google Scholar

Sari, F. & Uzun, Y. Une étude comparative : multiplicateurs de tension pour le système de récupération d'énergie RF. En communication Faculté des sciences Université d'Ankara Série A2–A3 Sciences physiques et ingénierie Vol. 61, 12-23 (2019).

Tran, LG, Cha, HK & Park, WT Récolte d'énergie RF : un examen des méthodologies et des applications de conception. Micro Nano Syst. Lett. 5, 14 (2017).

Annonces d'article Google Scholar

Islam, S. & Kim, A. Schéma de récupération d'énergie ultrasonique pour stent actif implantable. En 2018 IEEE/MTT-S International Microwave Biomedical Conference (2018).

Rathod, VT Un examen des techniques d'adaptation d'impédance électrique pour les capteurs, actionneurs et transducteurs piézoélectriques. Électronique 8(2), 169 (2019).

Article MathSciNet Google Scholar

Garcia-Rodriguez, M. et al. Réseau d'adaptation à faible coût pour les transducteurs à ultrasons. Phys. Procédure 3(1), 1025-1031 (2010).

Annonces d'article Google Scholar

Kim, MG, Yoon, S., Kim, HH & Shung, KK Réseau d'adaptation d'impédance pour transducteur ultrasonique haute fréquence pour applications cellulaires. Ultrasons 65, 258–267 (2016).

Article CAS Google Scholar

Moon, J.-Y., Lee, J. & Chang, JH Réseaux d'adaptation d'impédance électrique basés sur des structures de filtre pour transducteurs ultrasonores à haute fréquence. Sens. Actionneurs A Phys. 251, 225-233 (2016).

Article CAS Google Scholar

Zhou, Y., Foppier, B. et Razban, T., Étude d'un effet de circuit d'adaptation sur un redresseur micro-ondes. In 11th Mediterranean Microwave Symposium (MMS'2011), 8–10 sept., Hammamet (2011).

Kim, K. & Choi, H. Amplificateur de classe F haute tension à haut rendement pour les systèmes à ultrasons sans fil haute fréquence. PLoS One 16(3), e0249034 (2021).

Article CAS Google Scholar

Lui, Q. et al. Transducteur ultrasonique basé sur MEMS en tant que récepteur pour l'alimentation électrique sans fil des microdispositifs implantables. Sens. Actionneurs A 219, 65–72 (2014).

Article CAS Google Scholar

Seo, D., Carmena, JM, Rabaey, JM, Maharbiz, MM et Alon, E. Validation du modèle de particules de poussière neurales ultrasonores non attachées pour l'enregistrement cortical. J. Neurosci. Méthodes. 244, 114-122 (2015).

Article Google Scholar

Shi, Q., Wang, T., Kobayashi, T. & Lee, C. Enquête sur la conception géométrique des diaphragmes de systèmes microélectromécaniques piézoélectriques pour la récupération d'énergie ultrasonore. Appl. Phys. Lett. 108(19), 193902 (2016).

Annonces d'article Google Scholar

Jiang, L. et al. Récolte d'énergie sans fil induite par les ultrasons pour une application potentielle de stimulation électrique rétinienne. Adv. Fonct. Mater. 29(33), 1902522 (2019).

Article Google Scholar

Seo, D. et al. Enregistrement sans fil dans le système nerveux périphérique avec poussière neurale ultrasonique. Neurone 91(3), 529–539 (2016).

Article CAS Google Scholar

Pop, F. et al. Récepteur de réveil par ultrasons à puissance nulle basé sur des commutateurs MEMS pour dispositifs médicaux implantables. IEEE Trans. Dispositifs électroniques 69(3), 1327–1332 (2022).

Article ADS CAS Google Scholar

Pop, F., Herrera, B. & Rinaldi, M. Transducteurs ultrasonores piézoélectriques micro-usinés au niobate de lithium pour une communication intracorporelle à haut débit. Nat. Commun. 13(1), 1–12 (2022).

Article Google Scholar

Barbruni, GL, Ros, PM, Demarchi, D., Carrara, S. & Ghezzi, D. Systèmes miniaturisés de transfert d'énergie sans fil pour la neurostimulation : Une revue. IEEE Trans. Biomédical. Circuits Syst. 14–6, 1160–1178 (2020).

Article Google Scholar

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Ce travail a été soutenu par un financement fourni par la Natural Science Foundation of China (NSFC Grant No. 62001322), Tianjin Municipal Science and Technology Project (No. 20JCQNJC011200) et National Key Research and Development Program (No. 2020YFB2008800).

State Key Laboratory of Precision Measurement Technology and Instruments, Université de Tianjin, Tianjin, 300072, Chine

Zhicong Rong, Menglun Zhang, Yuan Ning et Wei Pang

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ZR et MZ ont conceptualisé l'idée et la conception de l'appareil. ZR et YN ont testé l'appareil et analysé les données expérimentales. MZ et WP ont supervisé les activités de recherche et contribué à la préparation du manuscrit. Tous les auteurs ont revu le manuscrit.

Correspondance à Menglun Zhang ou Wei Pang.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Rong, Z., Zhang, M., Ning, Y. et al. Une alimentation sans fil induite par ultrasons basée sur des transducteurs ultrasonores micro-usinés piézoélectriques AlN. Sci Rep 12, 16174 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19693-5

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Reçu : 28 juin 2022

Accepté : 02 septembre 2022

Publié: 28 septembre 2022

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

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